Metode și Mijloace de Analiză a Comportamentului Materialelor din Structura Biosistemelor
Ing. Leonard Gabriel MITU
TEZĂ DE DOCTORAT
Conducători științifici:
Prof.dr.ing. Ileana-Constanța ROșCA
Universitatea Transilvania din Brașov, România
Prof.dr.ing. SANTIAGO Ferrándiz Bou
Universitatea Politehnica din Valencia, Spania
BRAșOV, 2013
Investește în oameni!
FONDUL SOCIAL EUROPEAN
Programul Operațional Sectorial Dezvoltarea Resurselor Umane 2007 – 2013
Axa prioritară 1 „Educație și formare profesională în sprijinul creșterii economice și dezvoltării societății bazate pe cunoaștere”
Domeniul major de intervenție 1.5. „Programe doctorale și post-doctorale în sprijinul cercetării”
Titlul proiectului: „Burse doctorale pentru dezvoltare durabila” BD-DD
Numărul de identificare al contractului: POSDRU/107/1.5/S/76945
Beneficiar: Universitatea Transilvania din Brașov
Ing. Leonard Gabriel MITU
TEZĂ DE DOCTORAT
TITLU (română): Metode și mijloace de analiză a comportamentului materialelor din structura biosistemelor
TITLU (engleza): Methods and techniques for bio-system’s materials behaviour analysis
Domeniul de doctorat: Inginerie mecanică
Comisia de analiză a tezei:
Prof.dr.ing. Olimpiu MUNTEANU Președinte, Univ. Transilvania din Brașov
Prof.dr.ing. Ileana-Constanța ROȘCA Conducător științific, Univ. Transilvania din Brașov
Prof.dr. Ferrándiz Bou SANTIAGO Conducător științific, Univ. Politehnica din Valencia, Spania
Prof. dr.ing. Corneliu MUNTEANU Referent oficial, Universitatea Tehnica Gh. Asachi, Iași
Prof.dr. Juan Lopez Referent oficial, Univ. Politehnica din Valencia, Spania
Prof.dr. Octavio Fenollar Referent oficial, Univ. Politehnica din Valencia, Spania
Prof.dr.ing. Luciana CRISTEA Referent oficial, Univ. Transilvania din Brașov
Data susținerii: 13/12/2013
CUPRINS
TERMENI, NOTAȚII ȘI SIMBOLURI
INDEXI TERMENI
Abducție. Abducția este mișcare a unui segment al corpului uman în afară față de axa longitudinală.
Adducția. Adducția este mișcare a unui segment al corpului uman înăuntru față de axa longitudinală.
Diartroze sau articulații sinoviale. Sunt articulații complexe la nivelul cărora, din punct de vedere al mobilității, realizează mișcări multiple și variate fiind din acest punct de vedere considerate articulații mobile. Diartrozele sunt caracterizate prin prezența unor cavități articulare a căror suprafețe pot fi sferice, eliptice, cilindrice și plane. Aceste categorii de suprafețe pot fi asimilate, din punct de vedere geometric, la două forme de bază [Pap.74]: 1- articulații plane la care mișcările sunt reduse; 2- articulații sferoidale.
Amfiartroze sau articulații cartilaginoase. În aceste articulații, oasele sunt cuplate printr-un cartilaj hialin (sincondroze) sau printr-un fibrocartilaj (simfize).
Anod. Reprezintă electrodul la care se produce reacția de oxidare.
Articulații cu un singur grad de libertate. Sunt reprezentate prin: a) articulații plane (artroide) care asigură numai o mișcare de alunecare; b) articulații cilindroide asemănătoare funcțional cu balamalele.
Articulații cu două grade de libertate. Articulații ce pot efectua mișcări numai în două sensuri (mișcarea de pivotare nu este posibilă). Sunt reprezentate prin: a) articulații elipsoidale; b) articulații selare, în formă de șa.
Articulații cu trei grade de libertate numite și articulații sferoidale (diartroze sau enartroze). Articulații care pot efectua, în raport cu cele trei planuri spațiale principale, următoarele mișcări: flexia și extensia, abducția și adducția, rotația și circumducția.
Articulații, sinartroze sau articulații fibroase. Articulații fixe sau fine. În aceste articulații oasele sunt legate strâns între ele prin țesut dens reprezentat prin membrane sau ligamente. În condițiile în care funcția de mobilitate a articulației sinartroze scade până la dispariție, o astfel de îmbinare (legătură) poate fi asimilată, sub aspect mecanic, ca o încastrare. Din punct de vedere al mobilității sunt articulații semimobile.
Articulația femuro-tibială. Articulația dintre extremitatea inferioara a femurului și extremitatea superioară a tibiei.
Artrodie. Articulație sinovială plană cu un singur grad de libertate de mișcare.
Biocompatibilitate. Proprietatea unui material de a fi compatibil cu organismele vii.
Biodegradare. Degradarea caracteristicilor unui biomaterial dat de către mediul biologic în care el funcționează.
Biofuncționalitate. Proprietatea masei materialului de a îndeplini rolul cerut în calitate de implant, proteză, substituirea unui organ deficient.
Biomaterial. Produs folosit la restaurarea sau înlocuirea unor țesuturi vii care au avut de suferit din diverse cauze.
Biosecuritate. Ansamblu de măsuri preventive menite să protejeze folosirea resurselor biologice și/sau prevenirea riscului contaminării cu boli infecțioase, poluarea mediului înconjurător sau de pierderea biodiversității acestuia.
Bursa seroasa. Punga limitată printr-o membrană de aceeași natură cu o membrană sinovială articulară și destinată facilitării alunecării pielii, unui mușchi sau unui tendon pe un os.
Capsulă. Formație conjunctivă care alături de ligamente constituie un mijloc de unire a două segmente osoase.
Catod. Electrodul la care se produce reacția de reducere.
Centrul de greutate a corpului uman. Punctul de referință a masei corpului asupra căruia acționează forța de atracție gravitațională.
Centura pelviană. Centură osoasă formată din cele două oase coxale (oase iliace) ce leagă coloana vertebrală de membrele inferioare.
Coeficient Poisson. Coeficient de contracție laterală în domeniul elastic.
Enartroză. Articulație mobilă.
Endost. Membrană fină conjunctivă care acoperă cavitatea medulară a oaselor lungi și traveele țesutului osos spongios.
Extensie (retroflexiune). Mișcare de întindere (aplecare înapoi) în plan sagital a unui segment al corpului.
Flexie. Mișcare de înclinare înainte (aplecare) în plan sagital a unui segment al corpului uman.
Flexie dorsală. Ridicarea pe călcâie.
Flexie plantară. Ridicarea pe vârfuri.
Glena. Anatomic, reprezintă cavitatea articulară a unui os care se îmbină cu un alt os.
Hidroxiapatita. Fosfat de calciu pe baza de ceramică.
Lanț cinematic al corpului. Înlănțuire de cupluri cinematice articulate între ele capabile să efectueze diferite mișcării: fie proprii fiecărui cuplu, fie mai multor cupluri constituente.
Lanț cinematic deschis. Înlănțuire de cupluri cinematice articulate între ele la care o extremitate este liberă.
Lanț cinematic închis. Înlănțuire de cupluri cinematice articulate între ele la care extremitățile nu sunt libere (mâna sau piciorul se sprijină pe sol sau pe un aparat).
Ligament. Fascicul de fibre conjunctive, tare și puțin elastic, care leagă între ele, în articulații diferite, părți ale scheletului sau ajută la fixarea viscerelor.
Ligament iliolombar. Ligament intre regiunile lombară și iliacă.
Ligament sacroischiadic. Ligament între regiunile sacrală și ischială.
Mișcare de nutație. Mișcarea articulației sacro-iliace prin care baza osului sacru basculează în jos și înainte, în timp ce vârful lui se deplasează în sus și înapoi. Această mișcare este limitată de ligamentele sacroischiadice.
Mișcare de contranutație. Mișcarea articulației sacro-iliace prin care baza osului sacru basculează în sus și înapoi, în timp ce vârful lui se deplasează în jos și înainte.
Mușchi agoniști. Mușchi responsabili de principalul efort depus în îndeplinirea sarcinii specifice.
Mușchi antagoniști. Se opun acțiunii mușchilor agoniști; acești mușchi se relaxează în timpul contracției agoniștilor. Mușchii agoniști și mușchii antagoniști sunt localizați pe părți opuse ale articulației.
Mușchiul solear. Muschiul gambei care produce deplasarea spre în jos a labei piciorului.
Mușchi sartorius (croitor) Reprezintă mușchiul care controlează mișcările în timpul mersului, statului pe loc și păstrarea echilibrului.
Osteogeneză. Proces prin care se nasc și se formează oasele în formele, dimensiunile și structurile caracteristice.
Osteogeneză fibroasă (endoconjunctivă sau desmală). Proces de osteogeneză prin care se dezvoltă oasele calvariei și majoritatea oaselor feței.
Osteogeneză din model cartilaginos. Proces de osteogeneză prin care se dezvoltă oasele lungi, scurte și unele oase plane.
Reacție electrochimică. Reacție de oxido-reducere cu transfer de electroni.
Reacție de oxidare. Reacția prin care are loc disoluția metalului.
Reacția de reducere. Reacția prin care are loc depunerea de metal pe suprafață.
Rotație. Mișcarea unui segment al corpului uman în jurul propriei axe longitudinale.
Scanning electron microscope (SEM). Tip de microscop electronic care produce imagini ale unui eșantion prin scanare cu un fascicul focalizat de electroni.
Scanning probe microscopy (SPM). Ramură a microscopiei electronice prin care se formează imaginile de pe suprafețele probei folosind o sondă (un vârf foarte ascuțit) care scanează fără contact suprafața examinată. ex. Microscopia cu forță atomică.
Sindesmoza. Tip de articulație cu mobilitate redusă în care suprafețele osoase sunt unite prin intermediul unui ligament interosos. Drept exemplu de sindesmoza poate servi articulația tibio-peroneală inferioară.
Suprafață articulară. Suprafața anatomică de îmbinare a extremităților oaselor. De obicei sunt acoperite cu un cartilaj articular.
Tribocoroziune. Rezultatul compus al coroziunii chimice cu mișcarea ciclică a suprafețelor.
SEMNIFICAȚIA SIMBOLURILOR ȘI A NOTAȚIILOR
Lista figurilor și tabelelor
LISTĂ FIGURI
Fig. 2.1. Interacțiuni sinergice ale disciplinelor din științele inginerești și biologice implicate în manufacturarea biomaterialelor, reproducere după Grøndahl [Gro.04].
Fig. 2.2. „Cerșetorii”, pictat de Pieter Bruegel cel Bătrân (1568), reprodus după Narayan [Nar.13] sau http://www.ibiblio.org/wm/paint/auth/bruegel/beggars.jpg.
Fig. 2.3. Inima artificială, descrisă de Étienne-Jules Marey în 1881, reproducere după Ratner și col. [Rat.04].
Fig. 2.4. Corelări între știința vieții, inginerie și știința biomaterialelor, după [Chi.09].
Fig. 2.5. Fazele de cristalizare a titanului pur în funcție de temperatură, după Froes [Fro.04].
Fig. 2.6. Clasificarea bioceramicilor în funcție de bioactivitate: a. ceramică bioinertă, implant dentar din alumină; ceramică bioactivă, strat de hidroxiapatită la un implant dentar metalic; c. suprafață activă de biosticlă; ceramică bioresorbabilă din implant fosfat tricalcic, reproducere după Hennes și Nissan-Ben [Hen.04].
Fig. 2.7. Reprezentarea sistemică a proprietățile generale ale materialelor, reproducere din Amza și col. [Amz.02], [Don.06].
Fig. 2.8. Sinteză privind cerințele necesare omologării unui biomaterial reproducere după [Amy.02].
Fig. 2.9. Restricții și cerințe privind folosirea biomaterialelor la construcția dispozitivelor medicale reproducere după [*Deg.13], [Cyn.11].
Fig. 2.10. Model de abordare sistemică a procesului de degradare a biomaterialului adaptată după [Cha.05].
Fig. 2.11. Factori ce influențează biocompatibilitatea biomaterialelor, reproducere după Spencer și Textor [Spe.98].
Fig. 2.12. Schematizarea răspunsului corpului (celulelor corpului) la suprafața biomaterialului, reproducere după Spencer și Textor [Spe.98].
Fig. 2.13. Cerințe impuse biocompatibilității biomaterialelor, după [Lam.92].
Fig. 2.14. Abordare sistemică a metodelor pentru determinarea proprietăților materialelor, reproducere după Amza și col. [Amz.02].
Fig. 3.1. Conceptul general asociat analizei cuplate care fundamentează alegerea temei de doctorat.
Fig. 3.2. Conceptul sinergic al analizei cuplate care fundamentează alegerea temei de doctorat.
Fig. 3.3. Modul de interconectare al etapelor analizei cuplate care stă la baza dezvoltării tezei.
Fig. 4.1. Structura osului lung, după [https://www.google.ro/#psj=1&q=endosteum].
Fig. 4.2. Reprezentarea sistemică a membrului inferior.
Fig. 4.3. Scheletul membrului inferior, după [Lev.12].
Fig. 4.4. Poziția ortostatică a corpului uman, după [Knu.07].
Fig. 4.5. Axele și planele spațiale principale ale corpului în poziția anatomică standard, după [Ola.98], [Avr.13].
Fig. 4.6. Mișcări și unghiuri de mișcare la membrul inferior în timpul mersului, după [Nic.07].
Fig. 4.7. Anatomia bazinului, după [Pap.74], [*Mem.13].
Fig. 4.8. Osul coxal (sau iliac) drept: vedere frontală, după [*Atl. 08].
Fig. 4.9. Femurul, în vedere : a- anterioară; b- posterioară; c- medială, – unghi anatomic al femurului, β – unghi de înclinație; γ – unghi de declinație, după [Lep.07], [*Fem.12], https://www.google.ro/#psj=1&q=femurul.
Fig. 4.10. Curbura condililor femurali, după [Ant.86].
Fig. 4.11. Tibia și fibula (peroneul) în vedere: anterioară (a); posterioară (b), după [*Atl.08], [*App.13].
Fig. 4.12. Axele tibiei: anatomică (a); biomecanică (b), după [Ala.09].
Fig. 4.13. Oasele piciorului drept, vedere: frontală (a); laterală (b), după [*Atl.08].
Fig. 4.14. Scheletul osos al sistemului anatomic gleznă-picior: vedere anterioară (a); vedere posterioară (b), după [Dru.11].
Fig. 4.15. Articulații la nivelul centurii pelviene, după [Rad.09], [Dru.11].
Fig. 4.16. Ligamente în articulațiile bazinului, după [Pap.74].
Fig. 4.17. Anatomia articulației șoldului : secțiunea coronară (a); vederea anterioară (b); vederea posterioară (c), după [Rad.09], [Dru.11].
Fig. 4.18. Categorii de mișcări efectuate de către membrele inferioare în articulația șoldului: flexia-extensia cu genunchiului flexat (a); abducția-adducția cu genunchiul întins (b); rotația cu genunchiul flexat (c), [Dru.11].
Fig. 4.19. Schema mecanică a mișcărilor coapsei pe bazin: flexie (a); extensie (b), după [Ifr.78].
Fig. 4.20. Schema mișcărilor de abducție și adducție a coapsei, după [Ifr.78].
Fig. 4.21. Ligamentele articulației tibiofibulară, după [Pap.74].
Fig. 4.22. Scheletul osos al articulației genunchiului: a- vedere anterioară; b- vedere posterioară, după [Dru.11].
Fig. 4.23. Mișcări efectuate în articulația genunchiului, după [Dru.11].
Fig. 4.24. Glezna – secțiune frontală, după [*Ler.13].
Fig. 4.25. Schema ansamblului gleznă-picior, după [*Che.12].
Fig. 4.26. Schema ansamblului gleznă-picior, după [Dru.11].
Fig. 4.27. Funcționarea femurului în cadrul lanțului cinematic a membrului inferior: F – punctul de aplicație al forțelor musculare; S – punctul de sprijin; R – punctul de aplicație al forțelor rezistente, după [Ola.98].
Fig. 4.28. Reprezentarea locomoției pentru diferite vertebrate: pește (a); pasăre (b); salamandra (c); cal (d); om (e), după [Tru.10].
Fig. 4.29. Ilustrarea principiului acțiunii și reacțiunii în cazul mișcării, după [Ifr.78].
Fig. 4.30. Forța de gravitație (Fg): N-componenta normală; T-componenta tangențială, după [Ifr.78].
Fig. 4.31. Structura forțelor ce acționează în timpul mersului asupra centrului de greutate a corpului: Fint- rezultanta forțelor interne; R-rezultanta forțelor exterioare; Cgr- centrul de greutate a corpului; Faer- forța de rezistență a aerului, după [Bac.77].
Fig. 4.32. Reprezentarea ciclului mersului, după [Vie.00].
Fig. 4.33. Reprezentarea ciclului mersului, după [Whi.02].
Fig. 4.34 Reprezentarea poziției plantei în timpul mersului: I-amortizarea; II-momentul verticalei piciorului; III-impulsia; IV- pasul posterior; V-momentul verticalei piciorului oscilant; VI-pasul anterior, după [Ifr.78], [Lep.07].
Fig. 4.35. Parametrii spațiali ai mersului în line dreaptă, după [Oli.08].
Fig. 4.36. Parametrii spațiali ai locomoției în curbă, după [Oli.08].
Fig. 4.37. Sisteme ortogonale folosite la modelarea anatomică a membrului inferior: R0 – sistem de referință fix; R1 – pelvis; R2 – femur; R3 – tibie; R4 – sistemul astragalo-calcanean; R5 – sistem format din metatars și tarsul anterior, după [Lep.07].
Fig. 4.38. Traiectorii articulare ale gleznei, genunchiului și șoldului: linia plină-media pe o populație de indivizi; linia punctată- abaterea tip, după [Hel.05].
Fig. 4.39. Parametrii cinematici ai mersului normal, după [Lep.07], [Vie.00].
Fig. 4.40. Componenta normală a forței de reacție a solului,Frn pe picior în faza de sprijin a mersului: I, II, III (din figura 4.34), după [Lep.07].
Fig. 4.41. Alergarea și fazele componente: amortizare (a), verticalitate (b), impulsie (c), Zbor (d), după [*Bie.12].
Fig. 4.42. Comparații între fazele ciclului la : a- mers; b- alergare, după [Õun.94].
Fig. 4.43. Forțe ce acționează la alergare în perioada de sprijin, după [Ifr.78],[Luc.12].
Fig. 4.44. Traiectoria centrului de greutate în faza de sprijin și de fuleu la alergare, după [Lou.12.a].
Fig. 4.45. Contributii ale masei bratelor la deplasarile centrului global al corpului: la deplasarea transversală (a); la deplasarea longitudinală (b), după [Leb.06]
Fig. 4.46. Parametrii cinematici la alergare în cele trei plane de referință, după [Nov.98].
Fig. 4.47. Forța de reacțiune a solului ca funcție de timp pentru alergarea subiectului uman, după [Far.88].
Fig. 4.48. Modelul arc-masă – reprezentarea unui alergător (a) și modelul arc – masă (b), ambele pe o suprafață compatibilă, după [Far.98].
Fig. 4.49. Amputația transtibială, după [Leb.13].
Fig. 4.50. Competiție sportive – alergare: sportivi normal biologic (a), sportiv protezat la ambele membre inferioare (b), după [*Lep.13].
Fig. 4.51. Proteza Flex-foot Cheetah: proteza prinsă pe picior (a);. proteza cu conector laminat (b); proteza cu conector pilon (c), după [*Lep.13].
Fig. 4.52. Tipuri diferite de proteze: cheetah (Össur) (a) ; flex-sprint (Össur) (b); flex-run (Össur) (c); sprinter (Otto Back) (d); sprint (Otto Back) (d), după [Nol.08].
Fig. 4.53. Reprezentare a ciclului alergarii (sprintului) la alergatorii cu proteze transtibiale, Flex-Foot-Cheetah: fazele alergării (a); reacțiunea verticală a solului (b); reacțiunea orizontală a solului (c), după [Wey.09], [Wei.10].
Fig. 4.54. Mecanismul de înmagazinare și eliberare de energie în timpul fazei de sprijin la alergare, după [*Com.13].
Fig. 4.55. Momentele externe în articulați la gleznă, genunchi și șold în timpul fazei de sprijin la alergare la alergatori amputați transtibiali la ambele picioare: momentul de dorsiflexie externă – flexie plantară în articulația gleznei (a), momentele de extensie – flexie în articulația genunchiului (b); momentele de extensie – flexie în articulația șoldului (c), după [Brü.08].
Fig. 5.1. Varianta constructivă a lamelei protetice „J”.
Fig. 5.2. Locul tehnologiei ,, prepreg” în comparație cu alte procese de fabricație, după [*Hex.13].
Fig. 5.3: Lamelă compozit preimpregnat pe bază de rășină epoxy armat cu țesătură din fibre de carbon: țesătură unidirecțională (a); țesătură în diagonală (b).
Fig. 5.4: Model de echivalare a țesăturii din fibre de carbon tip diagonal cu două straturi de țesături unidirecționale pe direcția urzelei și respectiv a bătăturii, după [Teo.07].
Fig. 5.5. Schița procedeului de turnare prin injecție RTM, după [Ipe.05].
Fig. 5.6. Etapele procedeului de injecție RTM: introducerea materialului de armare în matriță (a); injectarea rășinei (b); polimerizare (c); demulare (d), după [Lec.99].
Fig. 5.7. Descrierea țesăturii de ranforsare din fibre de carbon la nivel: microscopic (a); mesoscopic (b); macroscopic (c), după [Lec.99].
Fig. 5.8. Direcțiile x, y și z ale laminei compozite, după [Ber.12].
Fig. 5.9. Impactul simularii procesuli de injecție asupra desfășurarii procedeului RTM la realizarea lamelei protetice “J” , după [Lec.99], [Lij.03].
Fig. 5.10. Configurația discretizată cu ajutorul FEM pentru cele două situații.
Fig. 5.11. Variația timpilor alocați finalizării procesului de injecție pentru cele două situații.
Fig. 5.12. Variația câmpului de temperaturi la finalul procesului de injecție.
Fig. 5.13. Variația presiunii la finalizarea procesului de injecție.
Fig. 5.14. Variația câmpului tensiunilor de forfecare la suprafața elementelor.
Fig. 5.15. Configurația discretizată cu ajutorul FEM pentru cele două situații.
Fig. 5.16. Variația timpilor alocați finalizării procesului de injecție pentru cele două situații.
Fig. 5.17. Variația câmpului de temperaturi la finalul procesului de injecție.
Fig. 5.18. Variația presiunii la finalizarea procesului de injecție.
Fig. 5.19. Variația câmpului tensiunilor de forfecare la suprafața epruvetelor.
Fig. 5.20. Construcția stratificatului: lamine (a); stratificat (b); sistem de referință aparținând stratificatului (c); unghiul de înclinare a laminei (); lungimea stratificatului (L); grosimea statificatului (h), după [Ber.12].
Fig. 5.21. Exemplu de codificare stratificat: [0/90/2/30°/-30°]s sau [0/902/30/-302/902/0], după [Ber.12].
Fig. 5.22. Sisteme de coordonate ale laminei : OLTT' (O123) sistemul local de coordonate ce aparține laminei; sistemul de coordonate Oxyz ce aparține stratifictului ; hf – grosimea laminei, după [Ber.12].
Fig. 5.23. Starea plană de solicitare a laminei UD: solicitare combinată longitudinal și tangențial (a); solicitare combinată transversal și tangențial (b); solicitare combinată longitudinal și transversal (c); alungirile și lunecarea laminei în stare de solicitare combinată longitudinal, transversal și tangențial (d), după [Sod.98], [Teo.07].
Fig. 5.24. Starea plană de solicitare a laminei compozite când sistemul local O123 nu coincide cu sistemul global Oxyz, după [Vla.08], [Teo.07].
Fig. 5.25. Schema de solicitare plană a stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon, după [Vla.08], [Teo.07].
Fig. 5.26. Variația modulelor de elasticitate în cazul compozitului epoxi/fibre de carbon în funcție de unghiul de înclinare α,după [Ber.12].
Fig. 5.27. Variație instantanee CTE pentru diferite fibre multifazice de carbon unidirecționale și fibre de sticlă, după [Mit.12].
Fig. 5.28. Variație CTE instantanee pentru un compozit multifazic realizat din fibre de sticlă și fibre de carbon unidirecționale, supuse la două cicluri de încălzire, după [Mit.12].
Fig. 5.29. Configurația lamelelor stratificatului compozit.
Fig. 5.30. Construcția geometrică lamelei protetice “J” folosită la simulare.
Fig. 5.31. Discretizarea lamelei protetice “J”.
Fig. 5.32. Interfața pentru afișarea rezultatelor privind simularea comportării protezei.
Fig. 5.33. Secventa numărul 1.
Fig. 5.34. Secvența numărul 2.
Fig. 6.1. Etapele studiului experimental.
Fig. 6.2. Dimensiunile standardizate ale epruvetelor pentru încercarea la compresiune.
Fig. 6.3. Epruvete utilizate la încercarea de compresiune vedere generală.
Fig. 6.4. Mașina universală de testare a materialelor (LS100 Plus). Schema și dimensiunile, a- panou de comanda cu afișaj electronic; b- bacuri de prindere a eșantioanelor.
Fig. 6.5. Modul de fixare a epruvetei pe instalația de solicitare tip LS100 Plus: vedere instalație (a); sistemul de prindere a epruvetei (b).
Fig. 6.6. Curba dependenței forță-alungire pentru compozitul cu 3 straturi din fibră de carbon.
Fig. 6.7. Curbele experimentale de tip σ-ε pentru 5 eșantioane reprezentative din lotul de 10 epruvete testate.
Fig. 6.8. Variația modulului de elasticitate longitudinal pentru eșantioanele din compozie cu 3 straturi.
Fig. 6.9. Curba tipică efort-deformație.
Fig. 6.10. Schema încercări la încovoiere în trei puncte: a- încercarea în trei puncte b- schema de solicitare a epruvetei.
Fig. 6.11. Mașina universală de testare a materialelor (LR5K Plus). Schema și dimensiunile, a- panou de comanda cu afișaj electronic; b- reazeme pentru așezarea epruvetelor.
Fig. 6.12. Epruvete pentru încercare la încovoiere în trei puncte: configurația geometrică a epruvetelor (a); stratificat cu trei straturi (b); stratificat cu cinci straturi (c); stratificat cu șapte straturi (d).
Fig. 6.13. Solicitarea la încovoiere: a- longitudinal b- transversal.
Fig. 6.14. Variația modulului de elasticitate la încovoiere cu numărul de straturi și direcția de solicitare.
Fig. 6.15. Variația rigidității medii a eșantioanelor compozite cu numărul de straturi și direcția de solicitare.
Fig. 6.16. Variația tensiunii maxime la solicitarea maximă cu numărul de straturi și direcția de solicitare.
Fig. 6.17. Variația forței maxime la rupere cu numărul de straturi și direcția de solicitare.
Fig. 6.18. Variația modulului de elasticitate cu direcția de solicitare pentru eșantioane cu 3 straturi.
Fig. 6.19. Deformația specifică la solicitarea maximă la solicitare pentru eșantioane cu 3 straturi, 5 straturi și respectiv 7 straturi.
Fig. 6.20. Relația dintre solicitarea sinosoidală aplicată cu deformația rezultantă.
Fig. 6.21. Instalația pentru testare DMA ARES-G2 Rheometer.
Fig. 6.22. Cuptor cu convenție forțată.
Fig. 6.23. Variația coeficienților vâscoelastici în funcție de temperatură pentru stratificat epoxi armat cu fibre de carbon, cu 3 straturi.
Fig. 6.24. Variația coeficienților vâscoelastici în funcție de temperatură pentru stratificat epoxi armat cu fibre de carbon, cu 5 straturi.
Fig. 6.25. Variația coeficientului elastic G' al stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon, cu 3 și 6 mm, în funcție de variația modulului de elasticitate și a temperaturii.
Fig. 6.26. Variația coeficientului vâsco-elastic G'' al stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon, cu 3 și 6 mm, în funcție de variația modulului de elasticitate și a temperaturii.
Fig. 6.27. Variația parametrului tan delta a stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon, cu 3 și 6 mm, în funcție de variația temperaturii în cadrul testării DMA.
Fig. 6.28. Schema instalației de analiză termică (NETZSCK DIL 42 PC).
Fig. 6.29. Forma geometrică a epruvetelor pentru testare.
Fig. 6.30. Variația câmpurilor deformațiilor termice dezvoltate în cadrul primului ciclu termic.
Fig. 6.31. Variația câmpurilor deformațiilor termice dezvoltate în cadrul celui de-al doilea ciclu termic.
Fig. 6.32. Variația cu temperatura a coeficientului de dilatare termică (ciclul 1 de condiționare).
Fig. 6.33. Variația cu temperatura a coeficientului de dilatare termică (ciclul 2 de condiționare).
Fig. 6.34. Valorile medii ale coeficienților de dilatare pe intervale de temperatură (I ciclu termic)
Fig. 6.35. Valori comparative ale coeficientului de dilatare în intervalul 25-75°C, eșantioane condiționate termic în 2 cicluri.
Fig. 6.36. Valori comparative ale coeficientului de dilatare în intervalul 150-200°C, eșantioane condiționate termic în 2 cicluri.
LISTĂ tabele
Tabelul 2.1. Categorii de dispozitive, reproducere după Park [Par.12].
Tabelul 2.2. Principii de clasificare a biomaterialelor, prelucrare după [Kon.13], [Bul.12], [Zhu.12].
Tabelul 2.3. Grupa 300 de oțeluri austenitice folosite în aplicații medicale, preluare după Pop [Pop.01].
Tabelul 2.4. Compozițiile chimice al aliajelor pe baza de cobalt utilizate ca biomateriale, după [Bru.04].
Tabelul 2.5. Tipuri de aliaje cu baza de cobalt preluare din [Bul.12], [Par.07].
Tabelul 2.6. Caracteristicile mecanice ale titanului, după [*Tit.12], [*Tit.11], [*Tit.11.a].
Tabelul 2.7. Elemente de clasificare a polimerilor, prelucrare după Batich și Leamz [Bat.09], [*Bom.11], Davis [Dav.03], Guidoum [Gui.13], Harrison [Har.07], Haudin [Hau.12].
Tabelul 2.8. Caracteristici termo-mecanice ale polimerilor, prelucrare după [*Car.11], [Cio.05].
Tabelul 2.9. Constituenții compozitelor folosite în biomedicale Ec, după [Ift.03].
Tabelul 2.10. Aplicații medicale ale biomaterialelor în patologia organismului, preluare din Bulancea [Bul.12], Park, J. B., Bronzino [Par.07], [Mit.12.a].
Tabelul 2.11. Aplicații medicale ale biomaterialelor în organele corpului, preluare din Bulancea [Bul.12], Park, J. B., Bronzino [Par.07].
Tabelul 2.12. Aplicații medicale ale biomaterialelor în biosistemele corpului, preluare din Bulancea [Bul.12], Park, J. B., Bronzino [Par.07].
Tabelul 2.13. Modalități de folosire a polimerilor în aplicații medicale, prelucrare după Rusu [Rus.03], [Mid.00]
Tabelul 2.14. Categorii de proprietăți ale biomaterialelor, prelucrare după [Dom.06], [Amz.02].
Tabelul 2.15. Caracteristicile unor biometale, după [*Ort.11].
Tabelul 2.16. Caracteristici ale comportamentul mecanic al unor biomateriale metalice, după [*Deg.13], [Cyn.11].
Tabelul 2.17. Categorii de caracteristici ale aliajelor de titan, reproducere după [Fro.04], [Mud.03], [*Tit.11], [*Tit.11. a], [*Tit.12].
Tabelul 2.18. Clasificarea încercărilor mecanice de rezistență, reproducere din [Amz.02].
Tabelul 2.19. Comparații ale unor proprietăți ale biomaterialelor, prelucrare după [*Cri.12].
Tabelul 4.1. Complexul de mușchi pentru mișcarea genunchiului, după [Sed.08].
Tabelul 4.2. Categorii de pârghii în lanțul cinematic a membrului inferior, după [Ola.98], [Bac.81].
Tabelul 4.3. Repartizarea fazelor în cadrul ciclului mersului.
Tabelul 4.4. Activități musculare schematizate, în ciclul de mers ale membrelor inferioare, după [Bac.77], [Ifr.78].
Tabelul 4.5. Principalele date privind cinematica articulară a membrelor inferioare în plan sagital în timpul mersului, după [Gas.12].
Tabelul 4.6. Comparație între parametrii cinematici și cinetici ai alergării și mersului.
Tabelul 5.1. Rezultate analiză DOE pentru epruvete standardizate.
Tabelul 5.2. Numărul de elemente și numărul de noduri în urma discretizării.
Tabelul 6.1. Valorile parametrilor geometrici ale epruvetelor din compozit stratificat.
Tabelul 6.2. Valori experimentale asociate epruvetelor testate individual la compresiune.
Tabelul 6.3. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la compresiune.
Tabelul 6.4. Tipul de epruvete recomandate pentru încercare la încovoiere în trei puncte.
Tabelul 6.5. Valorile parametrilor geometrici ale epruvetelor din compozit stratificat.
Tabelul 6.6. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la încovoiere longitudinal: 3 straturi – 5 epruvete.
Tabelul 6.7. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la încovoiere longitudinal: 5 straturi – 5 epruvete.
Tabelul 6.8. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la încovoiere longitudinal: 7 straturi – 5 epruvete.
Tabelul 6.9. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la încovoiere transversal: 3 straturi – 5 epruvete.
Tabelul 6.10. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la încovoiere transversal: 5 straturi – 5 epruvete.
Tabelul 6.11. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la încovoiere transversal: 7 straturi – 5 epruvete.
Tabelul 6.12. Tipul de epruvete recomandate pentru teste DMA.
Tabelul 6.13. Tipul de epruvete recomandate pentru determinarea coeficienților de dilatare termică
Tabelul 6.14. Valorile temperaturilor de tranziție și a coeficienților de dilatare liniară.
Tabelul 6.15. Valorile temperaturilor de transformare și a coeficienților de dilatare liniară.
Capitolul 1
INTRODUCERE
Sănătatea omului prezintă multiple și complexe forme de exprimare cuprinse într-o multitudine de planuri de natură umană, socială, politică și economică. În esență, calitatea sănătății omului este apreciată de comportamentul, respectiv de nivelul de funcționalitate real și durabil al biosistemului organismului. În acest context, intervine ingineria medicală definită ca fiind știința modernă ce are bazele teoretice și experimentale stabilite în patrulaterul, dinamic și sistemic: știința vieții, științele inginerești, biomecanică și inginerie biomedicală. Obiectivul de bază al ingineriei medicale este realizarea de produse de sănătate, destinate clinicilor medicale și recuperatorii, produse reprezentate prin biomateriale și dispozitive medicale.
Biomaterialul reprezintă, într-o abordare sistematică și actuală o substanță inertă, naturală sau artificială sau obținută din combinații ale acestor două categorii, ce interacționează specific și relativ cu țesuturile sau fluidele vii ale organismului în scopul asigurării și menținerii sănătății acestuia. Această interacțiune, caracterizată sintetic prin biocompatibilitate și biofuncționalitate se realizează cu ajutorul unor aplicații medicale generale sau personalizate. Acestea sunt materializate sub forma unor dispozitive medicale ce acoperă domeniul biomecanicii, ingineriei clinice, dispozitivelor protetice, organelor artificiale, ingineriei biomedicale etc.
Folosirea fiecărui tip de dispozitiv medical, precum proteză externă, cateter urinar, lentilă de contact, proteză osoasă, senzori și stimulatori neuromusculari, valve cardiace etc. aduce o multitudine de satisfacții anatomice și de comportament ale omului: începând cu sănătatea și continuând cu accesul la diverse activități de natură profesională, socială, sportivă etc.
Odată cu evoluția științei și tehnologiei biomaterialelor au loc și îmbunătățiri însemnate ale componentelor protetice. Această tendință este întâlnită și în domeniul componentelor protetice folosite de sportivi amputați. Astfel, se dezvoltă mai multe tipuri de picioare protetice care sunt folosite atât zilnic cât și pentru practicarea unor sporturi colective, în fazele de antrenament cât și în cele de concurs. Un pas important îl are realizarea de către firmele de Ossűr și Otto Back a lamelelor protetice în formă de „J”. Acestea permit îmbunătățirea condițiilor de performanță a alergării (sprintului) la sportivii amputați transtibial, lucru pus în evidență de alergătorul sud african Pistorius la Olimpiada paralimpicilor de la Londra în 2002.
În momentul de față sunt cunoscute puține date privind comportamentul materialelor din care sunt confecționate lamelele protetice în formă de „J”. Sunt prezentate date comerciale privind forma, dimensiunile de utilizare și materialul reprezentat din compozit epoxi armat cu fibre de carbon. În acest context devine mai mult decât necesar extinderea cercetărilor în vederea analizei sistematice a structurii și a comportamentului biomaterialului lamelei protetice sub acțiunea diverselor acțiuni solicitări de natură mecanică și termică ce apar în timpul utilizării acestora de către sportivii amputați transtibial.
Pornind de la aceste considerații, teza de doctorat intitulată „Metode și mijloace de analiză a comportamentului materialelor din structura biosistemelor” își propune dezvoltarea unui studiu original, cu potențial în îmbunătățirea comportamentului mecanic și termic a lamelelor protetice din construcția picioarelor protetice la sportivii amputați transtibial. În realizarea acestui deziderat, în teza doctorală se parcurge sistematic un traseu de cercetare teoretic și experimental. Acesta pornește de la general cu studiul comportamentului al biomaterialelor din structura biosistemelor, și se continuă cu identificarea caracteristicilor anatomice și biomecanice ale membrului inferior apoi cu identificarea de metode de analiză a biomaterialelor compozite epoxidice armate cu fibre de carbon și se finalizează cu metode de cercetarea experimentală a proprietăților mecanice și termice ale biocompozitului stratificat epoxidic armat cu fibre de carbon.
Lucrarea de cercetare teoretică și experimentală, este structurată pe 7 capitole în care se parcurge gradual subiectul de cercetare științifică. Se începe cercetarea cu o introducere în temă și se finalizează cu prezentarea sistemică a concluziilor generale, descrierea contribuțiilor originale și respectiv a direcțiilor viitoare de cercetare.
Primul capitol: „Introducere” prezintă sistematic motivația efectuării lucrării științifice de cercetare și importanța acesteia pentru factorul uman, în cazul de față alergătorii sportivi amputați transtibiali și protezați cu lamele protetice „J”
Capitolul doi: „Stadiul actual al cercetării în domeniul tezei” prezintă sinteza stadiului actual al cercetărilor privind comportamentul biomaterialelor metalice, ceramice, polimerice și compozite în diferite aplicații în cadrul biosistemelor. Se prezintă totodată metodele de determinare a proprietăților și comportamentului biomaterialelor cu particularizarea biomaterialelor compozite.
Capitolul trei: „Obiectivele tezei de doctorat” prezintă punctual obiectivele tezei de doctorat. Acestea sunt reflectate prin studii teoretice, metode de simulare și cercetări experimentale privind comportamentul biomaterialului stratificat epoxi armat cu fibre de carbon folosit în construcția lamelei protetice „J”.
Capitolul patru: „Metodică de analiză a caracteristicilor anatomice și biomecanice ale membrului inferior” este structurat pe șapte subcapitole. În acestea se descriu gradual și sistematic, în logica funcțiunilor membrului inferior: sistemele osos și al articulațiilor cu aspectele anatomice și biomecanice ce generează structura și biomecanica acestora, biomecanica mersului și alergării la persoana normală anatomic; biomecanica alergării și sprintului la amputații de gambă cu proteze sportive. Se evidențiază interdependența informațiilor, abordarea sistematică a caracteristicilor și funcțiunilor sistemelor osos și al articulațiilor cu cinematica și cinetica mișcărilor componentelor membrului inferior în cadrul global al comportamentului la mers și alergare acestuia la o persoană normală și amputată transtibial.
Capitolul cinci: „Metode de analiză a comportamentului biomaterialelor compozite epoxidice armate cu fibre de carbon folosite în construcția lamelelor protetice în formă de „J” este capitolul astfel gândit încât pornindu-se de la caracteristicile de producție ale lamelelor protetice „J” folosite la picioarele protetice ale sportivilor amputași transtibial se analizează următoarele faze de cercetare teoretică:
simularea procesului de injecție a lamelelor „J” prin procedeul RTM cu programul Autodesk Moldflow Insight 2012®;
comportamentul teoretic din punct de vedere mecanic și termic a biocompozitului stratificat epoxi armat cu fibre de carbon folosit la construcția lamelei „J”;
simularea comportamentului mecanic a compozitului stratificat epoxi/fibre de carbon;
metodica de calcul a rezistenței mecanice a stratificatului epoxi armat cu fire de carbon;
Considerațiile și caracteristicile de material prezentate în capitol dau o reprezentare globală și fundamentată teoretic a comportamentului stratificat compozitului epoxi armat cu fibre de carbon folosit în construcția lamelei protetice „J”.
Capitolul șase: „Metode de determinarea experimentală a proprietăților mecanice ale biocompozitului stratificat armat cu fibre de carbon și rășină epoxidică folosit în construcția lamelelor protetice în formă „J” este divizat în două principale părți. În prima parte este prezentată structura etapelor parcurse în cadrul testelor experimentale pentru determinarea caracteristicilor mecanice ale biocompozitului stratificat epoxi armat cu fibre de carbon la trei categorii de încercări: compresiune, încovoiere și utilizând metoda DMA- Dynamic Mechanical Analisys. Testele de încercări mecanice la compresiune și încovoierea au fost efectuate, pe mașina LS100 Plus, respectiv LR5K Plus, în laboratorul de încercări a materialelor din cadrul departamentului de Inginerie Mecanică a Universității Transilvania din Brașov, România. Testele cu analiza DMA au fost efectuate pe instalația experimentală ARES-G2 Rheometer din cadrul departamentului de Mecanică și Ingineria Materialelor a Universității Politehnice din Valencia, Campus de Alcoy, Spania. În partea a doua este prezentată structura etapelor parcurse pentru determinarea coeficientului liniar de dilatare termică a biostratificatului compozit epoxi armat cu fibre de carbon. Testele de încercări termice au fost efectuate cu ajutorul dilatometrului DIL 402 PC din cadrul departamentului Știința Materialelor a Universității Transilvania din Brașov, România.
Capitolul șapte: „Concluzii finale. Contribuții originale. Mod de valorificare a rezultatelor și direcții viitoare de cercetare” prezintă concluziile obținute în urma cercetării științifice teoretice și experimentale, elementele de originalitate și contribuțiile aduse de autor în cadrul tezei doctorale. Totodată se evidențiază valorificarea cercetării și diseminarea rezultatelor prin participarea la conferințe internaționale și publicarea de articole în reviste de specialitate. Capitolul prezintă și direcțiile viitoare de cercetare.
Bibliografia inclusă la sfârșitul tezei doctorale prezintă lucrările, tezele de doctorat, articolele și sursele de informații utilizate pe perioada cercetării. Deoarece sursele documentare au un caracter interdisciplinar a necesitat, din partea autorului, cunoștințe din diverse domenii precum matematica, fizica, chimia, modelare și simulare și nu în ultimul rând noțiuni medicale și de anatomie.
Pentru înțelegerea și capacitatea de prelucrare a datelor de cercetare teoretică și experimentală, începutul tezei a fost însoțit și de un program de pregătire universitară avansată costând în cursuri de: Tehnologia informației în cercetare, Creativitate și Inventică, Managementul și resursele în proiectele de cercetare, Legislația și etica în cercetarea științifică, Dezvoltarea și elaborarea unui raport etc. Lucrarea de doctorat cuprinde la sfârșit și un număr de anexe necesare calculelor, prezentate sub forma de tabele și grafice.
În primul rând doresc să mulțumesc, în mod deosebit, conducătorilor științifici ai tezei de doctorat, prof. univ. dr. ing. Ileana Constanța Roșca și prof. univ. dr. ing. Santiago Ferrándiz pentru contribuția deosebită la formarea, coordonarea și ajutorul acordat pe toată perioada elaborării tezei de doctorat.
Mulțumesc colectivului de profesori: prof. univ. dr. ing. Luciana Cristea, prof. univ. dr. fiz. Sorin Zamfira, prof. univ. dr. ing. Gheorghe Bejinaru-Mihoc, prof. univ. dr. Lucia Georgeta Dumitrescu, șef lucr. dr. ing. Barbu Braun, șef lucr. dr. ing. Cornel Drugă, dr. ing. Ionel Șerban, șef lucr. dr. ing. Mihai Mănescu și doamnei tehnician Ancuța Pușcariu din cadrul Departamentului Design de produs, Mecatronică și Mediu, Universitatea Transilvania din Brașov.
Mulțumesc domnilor prof. univ. dr. ing. Juan Lopez și dr. ing. Octavio Fenollar de la Universitatea Politehnica din Valencia, Spania.
De asemenea, multumesc doamnei conf. univ.dr. ing. Luca Motoc Dana, și domnului dr. ing. Alin Pop din cadrul departamentului de Știința Materialelor, Universitatea Transilvania din Brașov, pentru ajutorul pe care mi l-au oferit de-a lungul conceperii tezei.
Mulțumesc domnului prof. univ. dr. ing. mat. Sorin Vlase și domnului prof. univ. dr. ing. Horațiu Teodorescu-Drăghicescu din cadrul Departamentului de Inginerie Mecanică, Universitatea Transilvania din Brașov, pentru ajutorul dat efectuării cercetărilor experimentale.
Mulțumesc personalului din cadrul Departamentului de doctorate de la Universitatea Transilvania Brașov pentru conceperea și buna derulare a programului POSDRU/107/1.5/S/76945, realizat și finanțat parțial în colaborare cu Uniunea Europeană.
Multumesc familiei mele pentru devotament și încurajare care mi-au dat putere și m-au motivat în această muncă dificilă și prietenilor care m-au susținut de-a lungul acestei perioade.
Mulțumesc în mod deosebit referenților care, cu răbdare și îngăduință, au analizat prezenta lucrare și m-au sfătuit astfel încăt, teza de doctorat să prezinte un nivel științific ridicat.
Nu în ultimul rând, doresc să mulțumesc celor care mi-au fost alături în această perioadă stimulativă și dificilă și tuturor celor care, în mod direct sau indirect, m-au susținut pe durata activității mele doctorale.
Capitolul 2
STADIUL ACTUAL AL CERCETĂRILOR ÎN DOMENIUL TEZEI
2.1. Introducere
Cunoașterea comportamentelor materialelor aflate în structura biosistemelor are ca ,,platformă’’ de cercetare, teoretică și/sau experimentală, triada formată din știința vieții (natură) – științele inginerești – ingineria biomedicală. În cadrul acestei triade, ingineria medicală este ingineria aplicată sănătății omului [Sal.09] integrând în acest scop principii ale fizicii, matematicii, chimiei etc. Sănătatea are multiple fațete, determinate, în esență, de comportarea reală a biosistemelor corpului viu [Ola.98], [Teo.00] în condiții specifice ale mediului înconjurător, solicitări mecanice, termice, psihice etc. În acest context, ingineria medicală tratează, ansamblul problemelor legate de sănătate cât și de cele determinate de domenii conexe [Pop.08] precum produsele alimentare, farmaceutice, dispozitivele medicale de diagnostic și tratament, sistemele de furnizare a serviciilor de sănătate etc. Prin structură, după Popa și col. [Pop.08], Grøndahl [Gro.04], ingineria biomedicală este un domeniu interdisciplinar de sine stătător între științele inginerești și cele medicale, (Fig. 2.1), domeniu aflat intr-o continuă dezvoltare.
Fig. 2.1. Interacțiuni sinergice ale disciplinelor din științele inginerești și biologice implicate în manufacturarea biomaterialelor, reproducere după Grøndahl [Gro.04].
În momentul actual, marea varietate a diferitelor tipuri de probleme legate de sănătatea umană determină o gamă largă de subdiscipline sau ramuri ale ingineriei biomedicale . Ele sunt prezentate în diferite clasificări, după EEE – EMBS (Societatea de Inginerie în Medicină și Biologie), Saltzman [Sal.09], Popa și col. [Pop.08], Bronzino [Bro.06], sub principalele forme:
biomecanică;
biomateriale;
dispozitive protetice și organe artificiale;
sisteme biologice și bioinformatice;
analiză medicală și biologică;
inginerie clinică;
instrumentație biomedicală și senzori biomedicali;
modelare fiziologică;
inginerie biomoleculară și biotehnologie;
modelare fiziologică;
bio-nanotehnologie;
imagistică medicală etc,
Ingineria biomedicală studiază și realizează un complex și totodată important produs de sănătate, destinat clinicii medicale și recuperatorii, reprezentat prin [*His.11] ,,biomateriale și dispozitive medicale’’.
Popa și col. [Pop.08] definește dispozitivul medical în formularea – ,,poate fi un instrument, aparat, implant, mecanism incluzând anumite componente, părți sau accesorii și care este destinat pentru a fi utilizat în diagnoze, în diverse cure, atenuare, tratament sau pentru prevenirea bolilor la oameni sau la animale’’. În ,,Codul (francez) de sănătate publică’’, prin articolele L52-11 și R5211-1 [Cyn.11], dispozitivul medical este definit ca fiind ,,orice instrument, aparat, echipament, material, produse, cu excepția produselor de origine umană, sau alt articol, utilizate separat sau în combinație, inclusiv sofware-ul și accesoriile necesare pentru funcțiunea corespunzătoare a acestuia, destinat de către producător pentru a fi utilizat de oameni pentru scopuri medicale și a cărei acțiune principală dorită nu se realizează prin mijloace farmacologice sau imunologice nici prin metabolism, dar a cărui funcționare poate fi asistată prin astfel de mijloace. Constituie de asemenea un dispozitiv medical programul de calculator destinat de producător să fie folosit, în special, pentru scopuri de diagnosticare sau terapeutice’’.
Dispozitivele medicale sunt caracterizate printr-o mare diversitate funcțională și constructivă având durate de viață dependente, în principal, de performanțele și comportamentele materialelor componente, denumite generic biomateriale.
Se deosebesc următoarele principale scopuri ale dispozitivelor medicale [Lem.07]:
diagnostic, prevenire, control, tratament și atenuare a unei maladii;
diagnostic, control, tratament, atenuare sau compensare unei răni sau handicap;
studiul, reamplasarea sau modificarea anatomiei sau a unui proces fiziologic etc.
În practica medicală, dispozitivele medicale sunt clasificate în funcție de mai multe criterii [*Cla.10], [Lem.07]:
după durata de utilizare (Tabelul 2.1): temporare, pe termen scurt, pe termen lung;
după efectul avut asupra organismului viu: dispozitive neinvazive, dispozitive invazive, dispozitive având funcție de măsurare;
după funcția principală (Tabelul 2.1): superficiale; având comunicare exterioară; implant (având comunicare interioară)
după tipul de energie în funcție de care funcționează: dispozitive active;
după actul chirurgical la care sunt utilizate: instrumente chirurgicale reutilizabile, instrumente chirurgicale de unică folosință etc.
În Uniunea Europeană orice dispozitiv medical este comercializat conform reglementărilor ,,EU Medical Devices Directive 93/42/EEC’’ elaborate în 1995 și actualizate în 1998. În prezent, dispozitivele medicale trebuie să corespundă reglementărilor ISO 10993 (Anexa 1) [*ISO.93], [*Dir.93], ISO/TC 194 [*ISO.94], [Lem.07].
Tabelul 2.1. Categorii de dispozitive, reproducere după Park [Par.12].
2.2. Materiale utilizate în structura biosistemelor
2.2.1. Definiții și scurt istoric
În structura biosistemelor, se folosește o gamă variată de dispozitive medicale, implanturi, plăci osteosinteză, șuruburi endoosoase, instrumentare medicale etc. construite din materiale numite generic biomateriale. Aceste materiale sunt întâlnite într-o gamă foarte variată determinată de cerințele funcționale, de tehnologiile de procesare, costurile de utilizare etc. [Lah.10].
O primă definiție a biomaterialului este propusă, în 1982, de Williams [Wil.86] la Conferința Consensului de la Chester, Marea Britanie, organizată sub egida Societății Europene a biomaterialelor – ,,orice substanță (alta decât un medicament) sau o combinație de substanțe naturale sau sintetice, care poate fi utilizată în orice moment, ca un sistem întreg de sine stătător sau ca o parte a unui sistem, care tratează, îmbunătățește sau înlocuiește un țesut, un organ sau o funcție a corpului’’. Ulterior în cadrul aceleiași conferințe, în 1986 această definiție a fost reformulată: biomaterialul este ,,un material fără viață utilizat într-un dispozitiv medical destinat să interacționeze cu sisteme biologice’’ [Wil.92]. Se evidențiază și definiția formulată de Catedra de Biomateriale a Universității Clemson, USA, după care biomaterialul este [Bul.12] ,,o substanță inertă din punct de vedere sistematic și farmacologic, creată pentru a fi implantată în/ sau pentru a conviețui alături de sisteme vii”. În natură se întâlnesc materialele biologice. Mayers și col. [Mey.08] prezintă într-un studiul sistemic și totodată exhaustiv structura și proprietățile mecanice ale acestor categorii de materiale.
Indiferent de tipul biomaterialului, natural sau sintetic, de definițiile date acestuia, întâlnite în literatura de specialitate, cheia de boltă o constituie înțelegerea și asigurarea cerinței fundamentale a biomaterialului de a interacționa specific și selectiv în contact direct cu țesuturile sau fluidele vii ale organismului în cadrul unei aplicații medicale. Cercetătorii Sedel și Janot [Sed.11], și respectiv Biltresse [Bil.03] evidențiază două cerințe fundamentale specifice ce trebuie avute în vedere la elaborarea sau folosirea unui biomaterial într-o aplicație medicală: biofuncționalitatea, ce constituie proprietatea masei materialului de a îndeplini rolul cerut în calitate de implant, proteză, substituirea unui organ deficient și respectiv biocompatibilitatea.
Utilizarea de materiale în structura organismului uman, compusă [Ola.98] din biosisteme precum aparatul locomotor, biosistemul dento-maxilar, biosistemul cardiovascular etc., nu este nouă. Încă de acum 3500-4000 de ani popoare precum chinezii, fenicienii, babilonienii, asirienii, egiptenii și mai târziu grecii și romanii prelucrau și foloseau o serie de materiale, aur, argint, lemn, țesături etc., în scopuri medicale: proteze dentare, fire din in și aur pentru imobilizarea fracturilor osoase, folii din aur pentru obturarea cavităților etc. [Man.10], [Bul.12]. Tehnicile și tehnologiile folosite până la începutul secolului al XIX-lea pentru restaurarea unor părți deteriorate ale corpului precum, mâini, picioare, dantură etc., sau chiar pierdute datorită unor boli, accidente, confruntări armate etc. nu au permis realizări notabile, fiind în general simple și totodată grosolane. Pentru a exemplifica, plastic, acest aspect Narayan [Nar.13] alege tabloul intitulat ,,Cerșetorii’’, pictat de Pieter Bruegel cel Bătrân (1568), în care se văd proteze de picior (Fig. 2.2) utilizate în evul mediu. La sfârșitul anilor 1800 se folosesc grefe venoase autologe (sintetice) și grefe safene autologe (vene proprii ale pacientului) pentru închideri arteriale [Sny.09]. Deși rezultatele pe termen lung nu au fost satisfăcătoare, datorită dezvoltării de anevrisme, această nouă tehnică medicală a constituit un pas important în chirurgia vasculară. Odată însă cu descoperirea și dezvoltarea tehnicii chirurgicale aseptice (dr. J. Lister după anii 1860) precum și cu descoperirea de noi materiale, și în primul rând metale, polimeri etc. se remarcă un salt semnificativ în studiul și folosirea materialelor în medicină [Bul.12]. Încep să fie inventate dispozitive medicale cât și procedee terapeutice avansate. În acest sens, se citează inima artificială, descrisă de omul de știință Étienne-Jules Marey în 1881 (Fig.2.3), dispozitiv despre care. Ratner și col. [Rat.04] consideră că ,,probabil nu a fost niciodată construit’’ și respectiv primele încercări, în aceeași perioadă, de a elimina toxinele din sânge etc.
Fig. 2.2. „Cerșetorii”, pictat de Pieter Bruegel cel Bătrân (1568), reprodus după Narayan [Nar.13] sau http://www.ibiblio.org/wm/paint/auth/bruegel/beggars.jpg.
În 1895 [Her.11], A. W. Lane introduce primele plăcuțele din metal pentru fixarea fracturilor osoase. W. D. Sherman folosește pentru prima dată (1912) oțelul aliat cu vanadiu ,,Sherman Vanadium Steel’’, sub forma de șuruburi pentru fixarea fracturilor osoase [Bla.03]. Acest oțel era caracterizat prin rezistență și ductilitate îmbunătățită dar și având o rezistență scăzută la coroziune în fluidele organismului. Apariția pe piață în 1920 a oțelului inoxidabil 18-8 (18 % Cr și 8 % Ni), tip 302 în clasificarea modernă, [Won. 00], având o rezistență crescută la coroziune (în fluidele organismului) stopează folosirea în aplicațiile medicale a oțelului aliat cu vanadiu. Puțin mai târziu, prin adăugarea de molibden, în compoziția oțelului 18-8, în proporție de aproximativ 2% se elaborează oțelul inoxidabil 18-8 Mo caracterizat printr-o rezistență îmbunătățită la coroziune în apă sărată. Acest oțel este cunoscut ulterior sub denumirea de oțel inoxidabil 316 [Haϊ.05], [Pop.01].
Studiul materialelor folosite în scopuri medicale cunoaște un salt semnificativ după 1900 prin apariția de noi materiale cât și de lucrări care au ca obiect central de cercetare natura materialelor cât și interacțiunea acestora cu sistemele biologice. Astfel, încep să fie folosite aliaje metalice în aplicații medicale, evaluări privind problemele legate de folosirea acestora din punct de vedere mecanic, procesele de coroziune, de biocompatibilitate etc. [Bul.12]. Astfel, în 1932 aliajul pe bază de cobalt, numit Vitallium, este primul biomaterial metalic folosit cu succes ca implant [Eli.08]. Se citează și lucrarea elaborată în 1917 de d’Arcy W. Thompson, intitulată ,,On growth and form’’, considerată de Meyers și col. [Mey.08] ca fiind majoră în domeniul studiului sistemic a sistemelor biologice abordate ca structuri inginerești. Al doilea război mondial, cu efecte dezastruoase pentru sănătatea, viața și durata vieții omului, a stimulat din considerente exclusiv militare apariția unor noi materiale durabile și inerte precum metale cu înalte performanțe, oțel inoxidabil și titan, materiale ceramice și mai ales polimerice, nylon, teflon, silicon etc.
Fig. 2.3. Inima artificială, descrisă de Étienne-Jules Marey în 1881, reproducere după Ratner și col. [Rat.04].
După război, aceste noi materiale au fost rapid preluate în scopuri medicale [Rat.04]. La sfârșitul anilor 60 Brånemark și col. descoperă excelentele proprietăți de biocompatibilitate ale titanului apreciind că acesta poate veni în contact direct cu osul. Este perioada începerii clasificării unor materiale ca fiind biomateriale [May.07]. În 1976 ia ființă Societatea Europeană pentru Biomateriale (The European Society for Biomaterials ESB). În 2001, Gornall [Gor.01] face o prezentare aniversară a societății din care fac parte 27 de țări din Europa și din afara acesteia: Australia; Austria; Belgia; Canada; Danemarca; Egipt; Finlanda; Franța; Germania; Grecia; Israel; Italia; Japonia; Korea de sud; Norvegia; Polonia; Portugalia; Rusia; Singapor; Republica Slovacă; Spania; Suedia; Elveția; Olanda; Turcia; Marea Britanie; USA. Ca observație, la acea dată, România nu făcea parte din ESB.
În momentul actual, în domeniul biomaterialelor, sunt elaborate multiple monografii, lucrări, îndrumare, teze de doctorat etc. ce descriu elemente de structură, proprietăți, condiții și domenii de utilizare etc. ale biomaterialelor. În acest sens, se citează lucrările elaborate de Bush [Bus.99], Bronzino [Bro.06], Ratner și col, [Rat.04], Park. și Bronzino [Par.07], Wong și Bronzino [Won.07], Bulancea [Bul.12], Popa și col. [Pop.08], Pop [Pop.01] etc. La ora actuală sunt organisme internaționale și naționale care prevăd recomandări și elaborează standarde pentru producția, testarea și supravegherea utilizării biomaterialelor: ISO, ASTM, FDA (Food and Drug Administration of USA) etc.
Cercetători din domeniul științei vieții, precum Gh. Chiriță, și M. Chiriță, [Chi.09] consideră că viitorul medicinii și a calității vieții este intrinsec legat de prezentul și viitorul utilizării biomaterialelor în domeniul medical. Această evaluare poate fi susținută prin trei principale considerente [*Bio.11], [*Psc.13], [Tex.05], [Rat.04]:
1. importanța socială a biomaterialelor prin îmbunătățirea calității vieții de zi cu zi a omului prin gama deosebit de largă și totodată numărul mare al dispozitivelor, implanturilor, organelor artificiale etc. ce sunt folosite;
2. importanța strategică legată de îmbunătățirea speranței de viață a ființei umane și într-o abordare globală a susținerii existenței vieții pe pământ;
3. rolul economic covârșitor determinat de sumele considerabile vehiculate, pe piața mondială cât și de numărul ridicat al persoanelor vizate, în urma activităților de producție, de marketing etc. ce decurg din folosirea biomaterialelor.
În aceste condiții deosebit de complexe în care trebuie analizat, elaborat și folosit un biomateriale, din punct de vedere structural, macro-micro și nanodimensional, știința biomaterialelor este acea parte a științei materialelor care analizează, procesează, experimentează, testează etc. interacțiunea biologică a diverselor biomateriale, naturale sau sintetice, cu sistemele vii. În funcție de cerințele de ordin medical, funcțional, de protecție a organismului etc. impuse biomaterialului, sau dispozitivului medical, în care biomaterialul este integrat într-o formă prelucrată finală, se efectuează optimizarea comportării în ,,condiții reale de utilizare a biomaterialului’’ [Pop.08] acționându-se asupra triadei natura/compoziția – structura – proprietățile biomaterialului, în condițiile unui randament maxim, realizat la un preț de cost minim. În literatura din domeniu [Wil.92], [Ryh.99] se prezintă o definiție ,,oficială’’ a științei biomaterialelor: ,,studiul și cunoștințele privind interacțiunea între materialele vii și materialele nevii’’. Pentru Ratner și col. [Rat.04], știința biomaterialelor constă în studiile fizice și biologice ale materialelor și interacțiunea lor cu mediul biologic înconjurător’’. În momentul actual este acceptată, sub aspect sistemic, interacțiunea biunivocă dintre știința biomaterialelor și aplicațiile medicale ale acesteia, într-o formă prezentată în figura 2.4. Sunt de remarcat intercorelările ce se stabilesc între știința vieții, inginerie și știința biomaterialelor.
2.2.2. Clasificarea biomaterialelor
În știința biomaterialelor, se folosesc, după Konttinen [Kon.13], Bulancea [Bul.12], Park și Bronzino [Par.07], Grøndahl [Gro.04], Mehrotra [Meh.12], Assad [Ass.07], [*Cla.13], [*Bim.11] diverse criterii de clasificare a biomaterialelor:
natura și compoziția chimică;
comportarea biomaterialului în raport cu țesutul și mediul înconjurător;
natura țesutului la a cărui refacere participă biomaterialul;
forma de prezentare a biomaterialului;
structură etc.
Fig. 2.4. Corelări între știința vieții, inginerie și știința biomaterialelor, adaptată după [Chi.09].
În momentul de față, în domeniul biomaterialelor sunt folosite, Konttinen și col. [Kon.13], Bulancea [Bul.12], Park și Bronzino [Par.07], Wong și Bronzino [Won.07], Domșa [Dom.06], cel mai mult, două criterii de bază ce permit un grad ridicat de generalizare a tipurilor acestor materiale:
proveniența sau originea [Rod.09], [Ami.09], [Ams.06];
natura chimică, care este criteriul cel mai folosit.
În baza acestor două criterii, biomaterialele sunt împărțite în următoarele cinci principale categorii (Tabelul 2.2): 1. biomateriale metalice; 2. biomateriale ceramice; 3. biomateriale polimerice; 4. biomateriale compozite; 5. alte biomateriale.
În aplicațiile medicale, și în special în ortopedie, are însă o importanță esențială și răspunsul tisular al organismului în contact cu biomaterialul. Acest răspuns guvernează împărțirea biomaterialelor în diverse categorii funcționale. Astfel, Hennes și Nissan-Ben [Hen.04], Konttinen și col. [Kon.13], grupează biomaterialele în trei principale categorii:
– materiale (aproape) bioinerte cu o suprafață netedă sau poroasă. Sub aspect chimic aceste biomateriale au o slabă interacțiune cu țesuturile adiacente ale organismului;
– materiale bioactive (reactive chimic) cu suprafața țesutului. Acestea favorizează chimic formarea de legături (lipiri) cu țesutul osos sau, în unele cazuri, cu țesutul moale;
– materiale degradabile sau bioresorbabile care sunt absorbite ușor de organism sau sunt dizolvate și înlocuite complet de țesuturile adiacente, os sau piele, după un anumit timp.
Sub aspect chimic, metalele sunt tipic inerte, ceramica poate fi inertă, activă sau resorbabilă iar polimerii pot fi inerți sau resorbabili [Rod.04].
Tabelul 2.2. Principii de clasificare a biomaterialelor, prelucrare după [Kon.13], [Bul.12], [Zhu.12].
2.2.3. Aspecte generale privind tipuri de biomateriale
2.2.3.1. Biomateriale metalice.
Aplicațiile medicale actuale ale biomaterialelor metalice cuprind trei principale domenii: 1-ortopedia; 2- chirurgia; 3- stomatologia. Biomaterialelor metalice sunt întâlnite sub forma de metale pure sau aliaje. Pentru formarea de aliaje, se folosesc metale precum fierul Fe, cromul Cr, cobaltul Co, nichelul Ni, titanul Ti, niobiul Nb, molibdenul Mo, tantalul Ta, tungstenul W, care în marea lor majoritate sunt tolerate de corpul uman dar numai în cantități mici [Bal.07]. În general, în literatura din domeniul biomedical, biomaterialele metalice sunt împărțite în patru principale grupe [*Aci.12], [Bul.12], [Bal.07]: oțeluri inoxidabile; aliaje cu baza cobalt-crom; aliaje cu baza de titan; alte biomateriale metalice. În mod curent, materialele biometalice sunt folosite pentru fabricarea de implanturi, plăci, seringi hipodermice, sterilizatoare, mese de lucru.
Oțeluri inoxidabile
Termenul de oțel inoxidabil este preluat din terminologia franceză și desemnează un aliaj fier-carbon care conține cel puțin 12% crom și totodată o mare varietate de mărci de oțel, caracterizate prin compoziții chimice variate [Con.98]. În funcție de structura metalografică, oțelurile inoxidabile se împart în următoarele grupe de bază:
martensitice ce au cromul elementul principal de aliere;
ferito-martensitice;
feritice;
ferito-austenitice
austenitice, aliate cu crom și nichel.
Prezența cromului conferă acestor oțeluri proprietăți specifice, numite inoxidabile: rezistența la coroziune provocată de aerul atmosferic, rezistența la eroziunea produsă în contact cu acizi, cu diferite produse chimice etc. Această rezistență se obține prin fenomenul de pasivare ce constă în formarea unei pelicule protectoare, subțiri, invizibile, de oxizi metalici aderenți și foarte denși, la suprafața materialelor aliajului. Este de remarcat faptul că dacă această peliculă este deteriorată sau îndepărtată, din diferite motive, ea se reface rapid în contact cu oxigenul sau cu o altă substanță oxidată [Con.98]. Rezistența la coroziune se îmbunătățește mult prin adăugarea nichelului în aliaj, care este un element ușor pasivabil, iar prin adăugarea și de molibden, în proporție de 2-4%, oțelul inoxidabil obținut devine utilizabil în domeniul aplicațiilor medicale ale corpului [Pop.01], [Pop.08].
Oțelurile inoxidabile austenitice sunt caracterizate prin o mare duritate, o tenacitate ridicată, o foarte bună rezistență la coroziune fiind totodată și nemagnetice. Seria 300 a oțelurilor inoxidabile austenitice (Tabelul 2.3) este folosită în aplicații medicale. În acest sens, sunt tipice mărcile 304, 316 și 316 L, (ASTM F138, F139), [Bru.04]. Litera ,,L’’ de la oțelul 316L desemnează un conținut scăzut de carbon, 0,03% în comparație cu 0,08% conținut în oțelurile 304 sau 316 [Bru.04], [Des.08], [Haï.05], [*Sta.12]. Deși oțelul 316L este rezistent la coroziune, componentele dispozitivelor medicale realizate din acest oțel se pot totuși coroda în interiorul corpului, în anumite circumstanțe, precum tensionări puternice, zone epuizate în oxigen etc. [Alt.03]. În aceste condiții, oțelurile inoxidabile sunt potrivite pentru a fi utilizate numai în implanturi care au un contact limitat cu țesutul înconjurător [Rat.04].
Tabelul 2.3. Grupa 300 de oțeluri austenitice folosite în aplicații medicale, preluare după Pop [Pop.01].
În momentul de față, se pot îmbunătății proprietățile mecanice și chimice ale oțelurilor inoxidabile austenitice prin controlul elementelor de aliere și respectiv al proceselor de încălzire sau de răcire a materialului [Con.98].
Aliaje cu baza cobalt-crom
Aliajele cu baza cobalt au în compoziție crom și aproape întotdeauna și molibden (Tabelul 2.4) [Pop.08], [*Cob.13]. Aceste aliaje sunt utilizate într-o largă gamă de domenii: aeronautică, construcții, aplicații cu proprietăți magnetice speciale, aplicații medicale specifice în ortopedie și mai ales stomatologie.
Tabelul 2.4. Compozițiile chimice al aliajelor pe baza de cobalt utilizate ca biomateriale după [Bru.04].
Utilizarea acestor aliaje în aceste aplicații medicale este determinată de următoarele considerente [Pop.08], [Dis.99]:
– cobaltul are un comportament deosebit în raport cu mediul biologic: nu produce inflamații, ulcerații locale, congestii, are o foarte bună rezistență la coroziune, nu este cancerigen și nici alergen;
– cromul în proporție de 25-30% conferă aliajului Co-Cr o stabilitate chimică sporită și res-
pectiv o bună rezistență la coroziune ca urmare a formării spontane pe suprafața materialului de pelicule superficiale de oxizi protectori stabili Cr2 O3;
– molibdenul mărește rezistența chimică și rezistența la oboseală și îmbunătățește ductilitatea.
Normele americane ASTM recomandă [Par.07], [Bul.12] patru tipuri de aliaje (Tabelul 2.5) cu baza de cobalt pentru domenii protetice: aliajul CoCrMo turnat F76; aliajul CoNiCrMo forjat F562; aliajul CoCrWNi forjat F90; aliajul CoNiCrMoWFe forjat F563. În cazul fabricării implanturilor ortopedice ce suportă solicitări foarte mari (endoproteze de șold și genunchi) se recomandă folosirea aliajelor CoCrMo turnat F76 și CoNiCrMo forjat F562.
Tablelul 2.5. Tipuri de aliaje cu baza de cobalt, preluare după [Bul.12], [Par.07].
Aliaje cu bază de nichel.
Nichelul este un metal de culoare alb-cenușie și are ca principal element de aliere cromul, titanul și aluminul. Are o mare rezistență la coroziune atmosferică însă este corodat de salivă, transpirație sau alte fluide secretate de organism. Are următoarele proprietăți tehnologice: este maleabil, ductil, tenace și ușor deformabil. Prin alierea cu cromul se obțin aliaje rezistente la coroziune oxidare și abraziune. Aliajele Ni-Cr sunt folosite în primul rând în stomatologie pentru confecționarea protezelor dentare datorită ductilității nichelului [Gui.00]. În momentul de față, prin alierea aliajului Ni-Cr, în anumite mici procente, și cu alte elemente de aliere, precum Mo, Al, Mn, Be, Cu, Si, C, Co, Ga etc. se obțin biomateriale complexe, cu baza nichel, cu spectru larg al caracteristicilor mecanice, cu aplicații în primul rând în stomatologie, precum: Verasoft (aliaj Ni-Cr de turnare pentru coroane-punși-restaurări corono-radiculare), Vera Bond (ca suport pentru porțelan, coroane total-metalice, suprastructuri pentru implanturi), etc., prezentate în literatura din domeniu, română cât și străină [Bra.94], [Pop.08], [Veb.13], [*Ver.12].
Titanul și aliajele de titan
Titanul se încadrează în categoria metalelor semiușoare având proprietăți deosebite între care se remarcă [Ger.81]: densitatea relativ mică = 4500Kg/m3 (Tabelul 2.6), rezistența mecanică mare și o rezistență specifică mare Rm/(în care Rm este rezistența la rupere iar este densitatea).
Tabelul 2.6. Caracteristicile mecanice ale titanului, după [*Tit.12], [*Tit.11], [*Tit.11.a].
La început a fost utilizat în construcții de automobile și aeronautice iar recent este folosit cu mult succes în aplicații medicale.
În funcție de punctul de temperatură T=882 [°C] numit punct de transformare polimorfică [Ger.81] sau “beta transus” [Fro.04] titanul prezintă două structuri cristalografice (Fig.2.5) stabile diferite [Del.06]:
starea β sau titanul β (stare stabilă la temperatură înaltă). În această stare, titanul cristalizează la temperatură înaltă T= 1668 [°C] în sistemul cubic cu volum centrat;
starea α sau titanul α (stare stabilă la temperatură joasă, ambiantă). Sub temperatura de 882 [°C], titanul trece printr-o transformare martensitică, din starea β în starea α, cristalizând în sistemul hexagonal pseudo compact [*Let.01].
Fig. 2.5. Fazele de cristalizare a titanului pur în funcție de temperatură, după Froes [Fro.04].
Titanul comercial pur (conținutul minim de titan este de 99%) se clasifică în patru clase de puritate în funcție de cantitățile de impurități prezente în compoziție precum oxigenul, azotul, fierul, etc. [Fro.04], [Pop.01].
Prin aliere cu Al, Mo, V, Mn, Cr, Sn, Fe, Sr, Nb, Si (uneori în proporții mici) titanul formează aliaje de titan prin variate proprietăți [Ger.81]. Elementele de aliere au capacitatea de a ridica sau de a coborî poziția punctului de transformare polimorfică α←→β sau “beta transus” [Fro.04], [Ger.81], [Pop.01], [*Pro.11], [*Prs.11], [Ezu.97]. Prima categorie de elemente de aliere se numesc elemente alfagene sau stabilizatoare de fază α. Aceste elemente sunt total sau parțial solubile în faza α. Cel mai întâlnit element alfagen este aluminiul.
A doua categorie de elemente de aliere (care coboară punctul „beta transus”) se numesc elemente betagene sau elemente stabilizatoare de faza β. Din această categorie se menționează V, Mo, Nb, și Ta (elemente izomorfe) și Fe, Cr, M, și Si (elemente eutectoide). Există însă și o a treia categorie de elemente de aliere care nu intervin asupra punctului „beta transus”.
După structura lor la temperatură ambiantă, aliajele de titan se clasifică în trei principale categorii [Pop.01], [*Pro.11]: aliaje α; aliaje α – β și aliaje β. Niinomi [Nii.04] prezintă principalele categorii de aliaje de titan, α; α – β și β folosite în aplicații medicale după cum urmează:
1. Ti pur (ASTM F67–89), Gradele 1, 2, 3, și 4; puritatea – scade (prin adăugarea de N, Fe, și O), rezistența – crește; ductibilitatea -scade;
2. Ti-6Al-4V ELI (ASTM F136-84, F620-87): tip + β;
3. Ti-6Al-4V (ASTM F1108-88): tip + β;
* 4. Ti-6A1-7Nb (ASTM F1295-92, ISO 5832-11): tip Elveția;
* 5. Ti-5Al-2.5Fe (ISO5832-10): tip Germania;
* 6. Ti-5Al-3Mo-4Zr: tip Japonia;
* 7. Ti-15Sn-4Nb-2Ta-0.2Pd: tip Japonia;
* 8. Ti-15Zr-4Nb-2Ta-0.2Pd: tip Japonia;
* 9. Ti-13Nb-13Zr (ASTM F1713-96): tip USA, modul scăzut;
* 10. Ti-12Mo-6Zr-2Fe (ASTM F1813-97): tip USA, modul scăzut;
* 11. Ti-15Mo (ASTM2066-01): tip USA, modul scăzut;
12. Ti-16Nb-10Hf: tip USA, modul scăzut;
13. Ti-15Mo-5Zr-3Al: tip Japonia, modul scăzut;
14. Ti-15Mo-2.8Nb-0.2Si-0.26O: tip USA, modul scăzut;
* 15. Ti-35Nb-7Zr-5Ta: tip USA, modul scăzut;
* 16. Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr: tip Japonia, modul scăzut;
* 17. Ti-40Ta, Ti-50Ta: tip USA, rezistență ridicată la coroziune.
Notă: * – dezvoltări noi pentru aplicații medicale.
Modurile de utilizare ale titanului și a aliajelor de titan în aplicațiile medicale sunt determinate de caracteristicile de biofuncționalitate ale acestora [Pop.08], [Gee.09] la înlocuirea țesuturilor dure, aplicații cardiace și cardiovasculare și altele [Liu.04]. În vederea utilizării în implantologie aliajele de titan sunt supuse unor tratamente termice în scopul îmbunătățirii biocompatibilității [Pop.08].
Aliaje Nichel-Titan (Nitirol)
Din grupa materialelor inteligente, fac parte și aliajele cu memoria formei SME (Shape Memory Effect). Aceste aliaje au o proprietate termo-mecanică remarcabilă ce constă în faptul că își pot memora forma la rece, iar după deformarea la rece, printr-o simplă încălzire revin la forma memorată anterior [Bul.12], [Pop.08], [Par.07], [Par.07.a], [Jor.10], [Pil.09].
Comportamentul termo-mecanic al materialelor cu memoria formei poate fi analizat, sub aspect macroscopic sub două aspecte [Bal.07], [Jor.09], [Bul.12], [Tho.00]: 1- memoria formei care este legată de transformarea de fază în stare solidă numită transformare martensitică termoelastică reversibilă; 2- comportamentul pseudoelastic sau superelastic caracterizat prin aceea că după o deformare foarte intensă, forma este recuperată după cicluri de încărcare și descărcare ale materialului efectuate la temperatură constante.
Aliajele cu memoria formei sunt clasificate în trei principale familii [Peu.05], [*Nic.12]:
aliaje pe bază de NiTi (aproximativ 50-60%) cu elemente suplimentare de Cu și Fe. Aliajele Ni-Ti sunt denumite generic ,,nitinoluri’’;
aliaje pe bază de cupru;
aliaje pe bază de fier.
Dintre aliajele cu memoria formei investigate în medicină, [Mor.04] se utilizează pe scară largă mai ales în domeniul dentar, aliajele NiTi. Aceste aliaje sunt utilizate clinic pentru cele două proprietăți excepționale pe care le au: super plasticitatea și memoria formei [Jor.09] și o bună biocompatibilitate.
Aliaje Metale și aliaje nobile
Din această familie fac parte [Bra.94], [Pop.01], [Pop.08], [Gre.09], metalele nobile aur, argint, platină paladiu, rhodiu, iridiu, asmiu și ruteniu, și aliajele acestora. Sunt caracterizate prin proprietăți fizice și chimice deosebite, proprietăți anticorozive ridicate. Sunt folosite în domeniul medical mai ales în domeniul stomatologic sub formă de obturații, încrustații, proteze fixe (aur, argint și aliaje) fire de sutură (tantal), implanturi osoase (zirconiu) etc. În general, utilizarea acestor materiale în aplicații medicale rămâne marginală, în primul rând datorită costului ridicat dar și valorilor scăzute ale proprietăților mecanice [Gui.00], [*Deg.13], [Bra.94].
2.2.3.2. Biomateriale ceramice
În momentul actual, termenul ceramică desemnează [Des.08], [Tha.04] o gamă largă de materiale, oxizi puri naturali și sintetici, carburi, nitruri, sticle, materiale carbonate, etc, care au legături ionice și/sau covalente. Biomaterialele ceramice sunt folosite într-o largă gamă de aplicații medicale, concretizate prin [Koh.09], [*Apl.13], [* Bio.11.a], [*Bim.12]:
înlocuirea țesuturilor vii mineralizate (osul sau dinții);
înlocuirea articulațiilor;
fixarea unui implant de os.
În momentul de față, biomaterialele ceramice sunt clasificate în funcție de următoarele principale criterii [Aza.06], [Sáe.99], [Mud.03]:
după bioactivitatea cu mediul biologic tisular (Fig. 2.6):
– ceramici bioinerte. Interacționează slab cu mediul biologic, nu sunt toxice , cancerigene alergice, inflamatorii și au o comportare bună la coroziune. Din această familie fac parte: alumina Al2O3, zirconia ZrOn, silicon nitridă și carbonul. Alumina și zirconia sunt principalele bioceramice inerte utilizate în aplicații medicale. În general, bioceramicele bioinerte sunt caracterizate printr-o înaltă puritate și o înaltă densitate [Hen.04];
– ceramici bioactive sau bioreactive. Sunt concepute pentru a favoriza formarea de țesuturi în general osoase. Sunt caracterizate prin activități de suprafață la nivelului țesutului înconjurător în sensul de a favoriza aderarea țesutului osos la suprafața protezei. Sunt biodegradabile fiind începutul cu încetul înlocuite de țesutul viu. Din această familie fac parte: hidroxiapatitele (Ca10(PO4)2(OH)2), biosticla și ceravitalul;
– biodegradabile sau bioresorbabile. Sunt bioceramici care se dizolvă cu timpul și sunt înlocuite treptat de țesuturile naturale.
Fig. 2.6. Clasificarea bioceramicilor în funcție de bioactivitate: a. ceramică bioinertă, implant dentar din alumină; b. ceramică bioactivă, strat de hidroxiapatită la un implant dentar metalic; c. suprafață activă de biosticlă; d. ceramică bioresorbabilă din implant fosfat tricalcic, după Hennes și Nissan-Ben [Hen.04].
B. după densitate/porozitate: Structura poroasă a ceramicei favorizează regenerarea osului. Se deosebesc trei categorii: ceramici cu micro porozitate; ceramici cu macro porozitate (dimensiunea porilor peste 100-150µm); ceramici cu porozitate particulară. În acest sens, hidroxiapatitele sunt reprezentative;
C. după caracteristicile materialului se întâlnesc: 1. bioceramici dense și inerte: 2. bioceramici poroase și inerte; 3. bioceramici bioactive dense sau poroase; 4. bioceramici dense și resorbabile.
D. după tipul aplicației medicale: 1. ceramici structurale caracterizate printr-o ridicată rezistență mecanică (ceramici de înaltă performanță). Tipurile clasice sunt: alumina (α-Al2O3) și zirconiu (ZrO2); 2. ceramici nestructurale. Este cazul, în general al ceramicilor biodegradabile sau bioreactive, având o structură densă sau poroasă și cu o rezistență mecanică scăzută. Exemplu clasic îl constituie hydroxyapatita (HA) și fosfatul tricalcic TCP (Ca3(PO4)2).
2.2.3.3. Materiale polimerice sintetice
Prin definiție [Wei.10], [*Pol.11], se numește polimer o macromoleculă organică sau anorganică formată prin înlăturarea repetată a unei (unor) unități fundamentale numit(e) monomer(i), legați prin legături covalente. Numărul total de monomeri conținuți într-o macromoleculă definește gradul de polimerizare al polimerului. Masa moleculară a unui material polimeric se calculează cu ajutorul a doi parametrii [*Bio.12]: masa moleculară medie numerică Mm și masa moleculară majoritară Mj.
Tabelul 2.7. Elemente de clasificare a polimerilor, prelucrare după Batich și Leamz [Bat.09], [*Bom.11], Davis [Dav.03], Guidoum [Gui.13], Harrison [Har.07], Haudin [Hau.12].
În funcție de modul de organizare a structurii spațiale a lianților macromoleculare se disting două stări ale polimerului: amorfă și semi-cristalină. Lanțurile moleculare pot fi liniare, ramificate sau reticulare. Polimerii pot fi clasificați în funcție de mai multe criterii (Tabelul 2.8): origine, proprietăți termomecanice [Sob.08] , etc.
În aplicații medicale, polimerii trebuie sa îndeplinească separat și în integritate cerințe fizico-mecanice, chimice, biocompatibilitate [Kle.00], [Ang.99], etc. Aceste cerințe, în special biocompatibilitatea și comportamentul mecanic restrâng sever, la ora actuală, tipurile polimerilor, reprezentați prin [Rus.03]: siliconi; copolimeri acrilonitril-butadine-stirenic; poli(metacril de metil); polietilene; poliuretan; politetrafluoretina; poli(alcolul vinilic); poli(vinil-pirolidona); poliamide; policarbonați; polietilentereftalatul; polieteri; hidrogeluri, polimeri bioresorbabili, folosiți în aplicații medicale [Bol.12], [Sea.01], [Sny.09], [Ang.99], [Ule.11].
Tabelul 2.8. Caracteristici termomecanice ale polimerilor, prelucrare după [*Car.11], [*Pol.12], [Cio.05].
2.2.3.4 Materiale biocompozite
Materialele biocompozite sunt constituite dintr-o matrice, de obicei, polimerică și o componentă de armare formată din fibre sau particule (Tabelul 2.9).
În momentul actual se utilizează [Par.07], [Chu.10] următoarele principale criterii de clasificare a materialelor biocompozite: natura matricei; modul de biodegradare; natura compozitului: natural sau sintetic.
După primul criteriu, există trei categorii de componente de armare: cu fibre scurte; cu fibre lungi; cu particule de material (pulbere).
După criteriul al doilea, se întâlnesc următoarele principale materiale: materiale polimerice (polimer termorezistent sau polimer termoplastic); materiale metalice; materiale ceramice [Coh.09].
În continuare, conform celui de-al doilea criteriu se folosesc trei tipuri de materiale de armare: cu fibre scurte; cu fibre lungi; cu particule de material (pulbere).
După criteriul trei, materialele compozite se împart în trei categorii: absorbabile în întregime; parțial absorbabile; neabsorbabile.
Ca o notă generală, proprietățile materialelor compozite depind de [Ber.12]: caracteristicile intrinseci ale matricei și ale materialului de armare; de aranjamentul spațial al fibrelor/particulelor în interiorul matricei; [Lev.00] de gardul de adeziune matrice-fibre. Astfel: materialele compozite cu fibre lungi prezintă o anizotropie a proprietăților; materialele compozite cu fibre scurte sau cu materiale de armare dispersate, orientate aleatoriu în matrice, prezintă proprietăți izotrope.
Conform modelului Voigt, modulul de elasticitate a biomaterialelor compozite Ec se poate estima cu ajutorul expresiei [Ber.12], [Cut.09]:
, (2.1)
cu:
,
, (2.2)
,
unde Ef și Em reprezintă modulul de elasticitate al fibrei f și matrița m exprimată în GPa.
Tabelul 2.9. Constituenții compozitelor folosite în aplicații medicale, după [Ift.03].
Din punct de vedere al criteriului patru, se evidențiază clasificarea constituenților compozitelor biomedicale prezentată de Iftekhar [Ift.03]. În acest cadru, în momentul de față, folosirea compozitelor biomedicale este direcționată pe următoarele principale domenii [Rat.04]:
utillizări de uz clinic general [Ram.01];
substituții osoase [Mar.08], [Liu.97];
protezări, în special în zona membrului inferior. În acest sens, se observă creșterea interesului pentru folosirea compozitelor cu matrice polimerică și armate cu fibre de carbon și Kevlar.
Pentru primele două domenii cerința fundamentală o contituie biocompatibilitatea sub cele două principale cerințe [Pop.08], [Lam.92], [Pal.11]: funcționalitatea ; bio- protecția gazdei.
În cazul domeniului trei, pricipala cerință constă în simularea, modelarea și asigurarea biodinamicii mișcării. În acest sens, în literatura de specialitate se urmărește, cu prioritate, dezvoltarea de domenii teoretice de predicție a coeficienților elastici (dinamici) efectivi ai compozitelor biomedicale (ex. compozite polimerice armate cu fibre de carbon). Acești coeficienți sunt corelați cu datele experimentale obținute, în principal, în urma măsurătorilor efectuate cu ajutorul metodei de analiză modernă DMA (Dynamic Mecanical Analyze).
2.2.4 Utilizarea biomaterialelor în biosisteme
Din punct de vedere a caracterizării sistemice a folosirii biomaterialelor în structura biosistemelor, în lucrare se apelează la criteriile utilizate de Park și Bronzino [Par.07], Wong și Bronzino [Won.07], Bulancea [Bul.12], Mitu et. al [Mit.12.a], [Par.12], [Str.08], [Spe.06]:
nivelul zonei ce trebuie vindecată (Tabelul 2.10);
nivelul țesuturilor sau organelor (Tabelul 2.11);
nivelul sistemului (Tabelul 2.12);
diferite tipuri de polimeri folosiți în aplicații biomedicale (Tabelul 2.13).
Tabelul 2.10. Aplicații medicale ale biomaterialelor în patologia umană, după [Bul.12], [Par.07], [Mit.12,a].
Tabelul 2.11. Aplicații medicale ale biomaterialelor în organele corpului, după [Bul.12], [Par.07].
Tabelul 2.12. Aplicații medicale ale biomaterialelor în biosistemele corpului, după [Bul.12], [Par.07].
Tabelul 2.13. Modalități de folosire a polimerilor în aplicații medicale, după [Rus.03], [Mid.00].
Dar pe lângă această abordare, în literatura din domeniu se exemplifică, punctual, și folosirea tipului de biomaterial în diferite dispozitive medicale, tehnică medicală etc (Tab. 2.10, Tab. 2.12). Din punct de vedere a ponderii utilizării biomaterialelor în aplicații medicale, biomaterialele metalice și biomaterialele polimerice sunt cele mai utilizate [Sal.09].
2.2.5. Dezvoltarea viitoare a biomaterialelor
La mijlocul anilor 1990 au loc modificări semnificative în domeniul cunoașterii și procesării biomaterialelor odată cu interconectarea acestora cu tehnologia informației, cu micro și nanotehnologia medicală etc. ce a deschis perspective nebănuite în domeniul terapiei minimal-
invazive prin îmbunătățirea instrumentelor existente, tele-microchirurgia, proiectarea de microroboți medicali și biosenzori, dezvoltarea de sisteme implantabile de transport a medicamentelor etc. [Rig.07], [Fat.99], [Pop.11], [Pop.11.a], [Bej.08].
Dezvoltarea viitoare a biomaterialelor, este direcționată, după Lange și col. [Lan.90], Tathe și col. [Tat.10], pe interacțiunea celulă-polimer, sisteme de transport a medicamentelor și elaborarea de noi biomateriale în ortopedie, în cadrul cărora se citează biomaterialele compozite.
2.3. Stadiul actual al cunoașterii și cercetării în domeniul comportamentului materialelor utilizate în structura biosistemelor
2.3.1. Caracteristici generale ale proprietăților biomaterialelor
Cunoașterea concretă a folosirii biomaterialului în cadrul unei aplicații sau patologii medicale are la bază comportamentul și cerințele funcționale impuse în caietul de sarcini a dispozitivului medical, implantului etc. cât și cerințele impuse de metodica de tratament a patologiei medicale concrete. În acest scop, biomaterialului trebuie să i se facă analize amănunțite ale comportamentului mecanic, chimic, biologic etc. Analiza fiecărei categorii de comportament necesită caracterizări amănunțite ale proprietăților intrinseci și de suprafață ale biomaterialului și respectiv ale caracteristicilor dimensionale. Proprietățile intrinseci ale biomaterialelor pot fi împărțite în următoarele principale grupe: 1. proprietăți mecanice; 2. proprietăți fizice; 3. proprietăți chimice; 4. proprietăți biologice.
Prin proprietățile unui material se înțelege, după Ashby [Ash.05], [Amz.02], ansamblul combinațiilor specifice dintre atributele materialului determinate de compoziția lui chimică, și totalitatea fenomenelor din mediul înconjurător în care se găsește materialul respectiv. În cazul unui biomaterial, mediul înconjurător este reprezentat de mediul biologic, de fluidele organismului. Proprietățile intrinseci ale (bio)materialului sunt determinate, după Amza și col. [Amz.02], de proprietățile lui chimice/biologice, fizice și mecanice care pot fi sau nu sensibile la structura și temperatura acestuia.
Fig. 2.7. Reprezentarea sistemică a proprietățile generale ale materialelor, reproducere din Amza [Amz.02], [Dom.06].
În momentul actual este acceptat faptul că un rol esențial îl are asupra proprietăților intrinseci ale biomaterialului tipul legăturilor corespunzătoare stărilor structurale ale acestora: cristalină, amorfă, și mezomorfă. Astfel, fiecare clasă de biomaterial (metale și aliaje, ceramici și sticlă, polimeri, intermetalice și respectiv compozite) are diferite proprietăți în funcție de tipul predominant al legături între atomi sau molecule metalică, covalentă ionică etc. ce caracterizează starea lui structurală. Cu cât legătura între atomi sau molecule este mai puternică, cu atât este mai ridicată densitatea, temperatura de topire, modulul de elasticitate este ridicat, materialul are tendința de a cristaliza, iar coeficientul de dilatare termică este mai slab.
Fig. 2.8. Sinteză privind cerințele necesare omologării unui biomaterial [Amz.02], [Dom.06].
Reprezentarea sistemică, după Amza și col. [Amz.02] a materialelor pune în evidență trei categorii principale de proprietăți (Fig. 2.7): 1. funcționale; 2. tehnologice; 3. economice. Pentru ca un material să poată fi omologat drept biomaterial trebuie să răspundă unor cerințe sintetizate în figura 2.8.
Totodată, aceste cerințe trebuie să respecte, necondiționat, o serie de restricții, printre care un rol însemnat îl au barierele comerciale și cele tehnologice (Fig. 2.9). În condițiile utilizării unui biomaterial întru-un dispozitiv sau într-un mediu biologic, Domșa [Dom.06] apreciază că, proprietățile acestuia sunt reprezentate de următoarele principale categorii de proprietăți (Tabelul 2.14): 1. proprietăți intrinseci; 2. comportament (proprietăți funcționale); 3. proprietățile suprafeței; 4. condiții de procesare și sau prelucrare.
Fig. 2.9. Restricții și cerințe privind folosirea biomaterialelor la construcția dispozitivelor medicale reproducere după [*Deg.13], [Cyn.11].
Aceste proprietăți sunt determinate de caracteristicile mecanice, caracteristicile biologice, caracteristicile fizice și caracteristicile mecanice ale biomaterialului. Aceste categorii de proprietăți interacționează reciproc printr-o acțiune sistemică [*Ana.11].
2.3.2. Comportamentul mecanic
Comportamentul mecanic al biomaterialelor este caracterizat de modul și limitele în care variază valorile proprietăților mecanice ale acestora sub acțiunea unor sarcini exterioare ce decurg din condițiile de utilizare ale acestora într-o aplicație medicală. Aceste proprietăți constau, în principal din (Tabelul 2.14): rezistența la rupere, rezistența la oboseală și rigiditatea.
Aceste proprietăți sunt prezentate și analizate în lucrări de bază din domeniul materialelor și biomaterialelor Ashby [Ash.05], Martin [Mar.06], Ratner și col [Rat.04], [Pop.01], [Pop.08], Park și Lakes [Par.07]. În tabele 2.15-2.17 se prezintă comparativ și selectiv, valori ale unor proprietăți mecanice ale unor categorii de biomateriale folosite în aplicații medicale.
Tabelul 2.14. Categorii de proprietăți ale biomaterialelor, prelucrare după [Dom.06], [Amz.02].
Tabelul 2.15. Caracteristicile unor biometale, după [*Ort.11].
Tabelul 2.16. Caracteristici ale comportamentul mecanic al unor biomateriale metalice, după [*Deg.13], [Cyn.11].
Tabelul 2.17. Categorii de caracteristici ale aliajelor de titan, prelucrare după [Fro.04], [Mud.03], [*Tit.11], [*Tit.11. a], [*Tit.12].
2.3.3. Comportamentul chimic
Formal, conform literaturii din domeniu [Pop.01], [Pop.08], proprietățile chimice ale biomaterialului caracterizează mecanismul prin care aceasta interacționează chimic cu țesuturile vii la suprafața de contact sau se transformă chimic. În această abordare, procesul de coroziune, pe scurt coroziunea, se definește, după Bahije [Bah.11], ca fiind procesul de interacțiune dintre biomaterialul aflat în contact cu mediul biologic și în urma căruia are loc o pierdere de substanțe, o schimbare a caracteristicilor sau o pierdere de integritate structurală. În acest context se evidențiază particularitatea corpului uman de a fi un mediu foarte agresiv chimic datorită fluidului tisular care conține apă, oxigen dizolvat, proteine și diferiți ioni, hidroxid și clorid [Pop.01].
În funcție de modul de în care se desfășoară procesul de interacțiune se disting următoarele tipuri de coroziune [Pop.08], [Bah.11], [Gro.09]: coroziune chimică, coroziune electrochimică, cea mai frecventă în domeniul biomedical (materiale biometalice) și coroziune microbiană care apare în aplicațiile stomatologice.
Capacitatea biometalelor (utilizate ca implanturi) de a rezista coroziunii electrochimice se poate aprecia [Pop.01], [Pop.08] cu ajutorul diagramelor Pourbaix numite și „diagrame de stabilitate termodinamică” sau „diagrame potențial de coroziune Ecor-PH”. În esență, la analizarea la coroziune a unui biomaterial aceste diagrame oferă posibilitatea stabilirii limitelor de existență a stărilor pasivă, de imunitate și de coroziune a acestuia [*Dia.12].
În mediul biologic coroziunea poate fi de două feluri și anume uniformă sau generalizată și respectiv coroziunea localizată în puncte. Se manifestă în cazul prezenței de defecte în stratul aderent pasiv protector ce acoperă aliajele biometalice: oțel inoxidabil, titan și aliaje de titan etc.
coroziune prin fisurare. Apare ca urmare a unui deficit localizat în oxigen;
coroziune inter granulară. Apare, în particular, prin acumularea de compuși oxidabili (impurități, carburi etc.);
coroziune sub sarcină. Se manifestă ca urmare a combinării efectelor localizate ale sarcinilor în mediul biologic coroziv;
coroziune galvanică. Apare în cazul în care între două metale având potențiale de electrod diferite se realizează un contact electric. Metalul cu potențialul mai mic (metal mai puțin „nobil”) va fi puternic corodat. În practica productivă, sunt puși în evidență factorii de coroziune: mediul biologic; biomaterialul; concepția produsului și timpul de expunere în mediul biologic corosiv.
Cercetări efectuate asupra comportării biomaterialelor metalice la coroziune au evidențiat că toate componentele realizate din aceste materiale sunt supuse coroziunii [Pop.08]. Din acest motiv , în reducerii și eliminării coroziunii trebuie folosite aliaje pasivabile, alegerea de metale și aliaje nobile în limitele pe care le prezintă: prețul de cost și caracteristicile mecanice. Descrieri pe larg privind comportarea la coroziune a biomaterialelor pot fi obținute din lucrări din domeniu dintre care se menționează: [Pop.01], [Pop.08].
2.3.4. Degradarea biomaterialelor
Procesul de degradare a unui biomaterial, aflat în mediul biologic în care funcționează, este complex fiind determinat de factori de natură mecanică – solicitări statice, dinamice, procese de contact între suprafețe sintetice și/sau biologice; coroziune; bioabsorbabile și bioresorbție; procese de uzare; procese tribocoroziune; procese de degradare prin umflare, explodare etc.
În esență, degradarea afectează două laturi importante ale funcționării biomaterialului în organismul uman: 1 modificarea valorilor proprietăților de material proiectate; 2 modificarea caracteristicilor funcționale ale biocompatibilității. Degradarea biomaterielelor are drept componentă principală biodegradarea care este definită de Mayer [May.07], ca fiind „degradarea caracteristicilor unui biomaterial dat de către mediul tehnologic în care el funcționează”. Acest proces de degradare este însă condiționat și însoțit de prezența unui complex de interacțiuni ce au loc între biomaterialul, mediul fiziologic, condiții de solicitare etc. Teoh [Teo.00] prezintă, în acest sens exemplul suprafaței unui biomaterial metalic înconjurat de mediul fiziologic (Fig. 2.6) în care se distinge trei categorii de straturi: 1 stratul molecular absorbit de mediul fiziologic; 2 stratul format din particula de oxid pasiv existentă pe suprafața biomaterialului; 3 stratul deformat a suprafeței biomaterialului metalic.
Pe durata funcționării dispozitivului medical, cele trei straturi intervin după [Teo.00] în procesul de degradarea biomaterialului prin mecanismul oboseala-uzură. În momentul de față, se află în atenția cercetătorilor fenomenul de tribocoroziune care duce la transformarea sau degradarea caracteristicilor biomaterialului printr-o acțiune combinată dintre coroziune și uzare. Acest fenomen este cercetat de Mischler și Muroz [Mis.13] în cazul protezelor de șold la contact metal pe metal (Aliaj CoCrMo). Aceștia ilustrează schematic mecanismul tribocoroziunii și totodată arată că acest mecanism depinde de ciclu de utilizare (locomoție și faza de repaos) și de locație (suprafața portantă, părțile structurale).
Din literatura din domeniu, Chaouki și col. [Cha.05], [*Deg.13] se poate aborda sistematic procesul de degradare a biomaterialului prin reprezentarea din figura 2.10.
Fig. 2.10. Model de abordare sistemică a procesului de degradare a biomaterialului, adaptată după [Cha.05], [*Deg.13].
În concluzie, în momentul de față degradarea biomaterialelor este analizată prin mecanisme variate care au la baza interacțiunea factorilor chimici și mecanici [*Bid.13]. În momentul de față se acordă atenție transmisiei efortului între țesutul dur și biomaterial sub aspectul absorbției osului [Nii.04].
2.3.5. Comportamentul termic
Comportamentul termic al biomaterialelor trebuie analizat din două direcții: 1- proprietățile termice ale biomatreialelor caracterizează comportarea termică a acestora în cadrul unei aplicații medicale; 2- proprietățile termice ale biomaterialelor în cursul proceselor tehnologice de tratamente termice necesare fabricării componentei medicale pentru o aplicație medicală. În primul caz sunt importante după Popa și al [Pop.08] două proprietăți:
1. Conductivitatea termică care desemnează capacitatea (proprietatea fizică) biomaterialului de a transfera căldura de la o sursă caldă spre una mai rece (ex transmiterea căldurii în cavitatea bucală de la alimente fierbinți spre dinți și maxilar). Este exprimată prin coeficientul conducției termice λ.
2. Dilatarea termică care interesează în primul rând biofuncționalitatea biomaterialului în cadrul aplicației medicale. Această proprietate este deosebit de importantă în cazul constituenților multimaterialelor [Pop.08], [Nor.95].
2.3.6. Biocompatibilitatea
Biocompatibilitatea este legată inerent de contactul dintre un sistem tehnic și un sistem biologic. Se consideră că un biomaterial este compatibil în măsura în care este capabil să înlocuiască o funcție în cadrul unui sistem biologic fără efecte dăunătoare asupra mediului biologic înconjurător în care funcționează [Bre.13], [Bau.13], [Els.11], [Hel.02]. Un exemplu curent îl constituie prezența și funcționarea implanturilor în sistemele biologice (Fig. 2.2).
Dată fiind marea varietate a biomaterialelor, sunt întâlnite diferite abordări și totodată formulări ale fenomenului biocompatibilității. Există o formulare acceptată în literatura de specialitate conform căruia biocompatibilitatea constituie (Williams, 1987) ,,capacitatea unui material de a funcționa în cadrul unui dispozitiv medical specific, producând o reacție corespunzătoare în organismul gazdă”. Numeroase cercetări efectuate asupra biomaterialelor au scos în evidență principalii factori care influențează biocompatibilitatea (Fig. 2.11).
Fig. 2.11. Factori ce influențează biocompatibilitatea biomaterialelor, reproducere după Spencer și Textor [Spe.98].
În practica medicală se disting două principale tipuri de biocompatibilitate [Pop.08], [Lib.12]:
biocompatibilitate structurală;
biocompatibilitate suprafeței.
Biocompatibilitatea structurală este definită prin ansamblul interacțiunilor dintre proprietățile structurii biomaterialului și cele ale sistemului biologic. În raport de aceste interacțiuni rezultă abilitatea unui anumit biomaterial de îndeplinii o anumită funcție în cadrul unui dispozitiv medical.
În literatura din domeniul biomaterialelor [Kor.04], [Nii.08], [Nii.04], biocompatibilitatea de suprafață desemnează ansamblul interacțiunilor dintre proprietățile structurii biomaterialului și cele ale sistemului biologic (corpului) la nivelul topografiei biomaterialului și al chimiei dintre biomaterial și celulele corpului învecinate acestuia (Fig. 2.12).
Fig. 2.12. Schematizarea răspunsului corpului (celulelor corpului) la suprafața biomaterialului, reproducere după Spencer și Textor [Spe.98].
Astfel, compoziția suprafeței biomaterialului nu trebuie să prezinte ioni susceptibili de a provoca o reacție imunitară [Rat.04], [Pop.08]. Totodată, rezistența la uzare a biomaterialului trebuie să fie maximă pentru evitarea formării de microparticule în procesul de frecare dintre suprafață activă a componentei biomaterialului și a entității biologice. Topografia suprafeței biomaterialului trebuie să fie adaptată dezvoltării de celule învecinate.
În esență, biocompatibilitatea trebuie să răspundă la două principale cerințe (Fig. 2.13): funcționale și de bioprotecție a gazdei.
Fig. 2.13. Cerințe impuse biocompatibilității biomaterialelor, după [Lam.92].
2.4. Metode pentru determinarea, studiul și controlul comportamentului mecanic și termic al materialelor biocompozite
Materialele sunt foarte diverse din punct de vedere a compoziției chimice, a comportamentului, proprietăților de suprafață, prelucrabilității etc. În aceste condiții au fost elaborate numeroase metode și mijloace determinarea, studiul și controlul proprietăților acestora. În acest sens, Amza și col. [Amz.02] prezintă într-o abordare sistemică o clasificare a metodelor folosite în tehnică pentru determinarea proprietăților materialelor (Fig. 2.14). Conform acestuia, metodele folosite pentru determinarea proprietăților materialelor pot fi clasificate în funcție de următoarele principale criterii:
după scopul urmărit în cercetare și practica tehnologică;
după principiul folosit la măsurare respectiv determinare;
după informația furnizată;
după gradul de solicitare;
după caracteristica obiectului studiului;
după modul de acționare a solicitării.
Această clasificare este aplicabilă și în cazul biomaterialelor, la care se adaugă metodele și testele specifice evaluării la biocompatibilitate a biomaterialelor descrise în literatura din domeniu: Cynober [Cyn.11], Grosgogeat și Colon [Gro.09], Lam [Lam.92], Li B. [Lib.12], Brendel [Bre.09], [Pop.08].
În cazul evaluării actuale a comportamentului mecanic al materialelor biocompozite stratificate cercetările sunt direcționate asupra următorilor factori: proprietățile fibrelor de armare, proprietățile materialului folosit drept matrice, conținutul de fibre, orientarea fibrelor etc. Cercetarea teoretică și experimentală urmărește următoarele principale tipuri de solicitări, reglementate prin norme și standarde [Vra.07]:
tracțiune (SR EN ISO 527-1, TSO527-4/5, TSO 4899, TSO 14129, ASTM 3039, ASTM D3916, ASTM D 5083 etc.);
compresiune (ISO 14126, DIN 65375, ASTM D 3410 etc.);
încovoiere (ISO 14125, ASTM D 4476, DIN 53390);
forfecare (ASTM D 3846, ASTM D 3914, DIN 53399-2);
rezistența la forfecare interlaminară (ISO 14130, EN 2377, EN 2563, JIS K 7078, DIN 65148, ASTM D 4475);
rezistența la rupere, tenacitate, reziliența, Kc, Gc (LEFM), J-R (ISO 13586, NASA R.P. 1092, ISO 17281, ASTM D 5045, ASTM D 6068, ASTM D 6671, ASTM D 5528); rezistența la oboseală (ISO/DIS 13003, ASTM D 3479);
proprietățile de prelucrabilitate la găurire prin analiza fenomenului delaminării (DIN 65562, ASTM D 5961).
Fig. 2.14. Abordare sistemică a metodelor pentru determinarea proprietăților materialelor, reproducere după Amza și col. [Amz.02].
În legătură cu aceste categorii de solicitări ale materialelor biocompozite se fac următoarele precizări în legătură cu următoarele principale tipuri de solicitări mecanice:
– tracțiunea (întinderea) – comportarea sub sarcina de tracțiune este puternic dependentă de rezistența și rigiditatea fibrelor, deoarece acestea sunt, de departe, mai ridicate decât cele ale materialului de umplutură propriu;
– compresiunea. În cazul acestei solicitări, adezivul si proprietățile de rigiditate ale liantului sunt cruciale pentru a menține fibrele rectilinii și a preveni pierderea stabilității (flambajul);
– forfecarea. Această solicitare constă în încercarea de a aluneca straturile adiacente de fibre unul peste altul. Aici liantul transferă tensiunile prin compozit, pe direcție transversală. Pentru ca materialul compozit să-și îndeplinească sarcina în mod eficient, trebuie ca matricea (liantul) sa aibă bune proprietăți mecanice în lung, cu adeziune puternică la fibrele de armare. În cazul biomaterialelor compozite există două tipuri principale de forfecare:
– forfecare în plan – indică măsura legăturii fibre – matrice în cadrul fiecărui strat;
– forfecare interlaminara – indică măsura rezistenței legăturii dintre straturi (lamine);
– încovoierea – combiăa solicitările de tracțiune, compresiune și forfecare;
– încercarea de tracțiune la oboseală. Modulul, rezistența reziduală și numărul de cicluri până la rupere sunt măsurate ca funcții de amplitudinea tensiunilor și de frecvență. Frecvența este o variabilă importantă pentru biocompozitele polimerice deoarece polimerii absorb energie cu fiecare ciclu, care determină auto-încălzirea epruvetei încercate, lucru care în final afectează puternic comportarea materialului la oboseală;
– încercarea la impact este destinată să simuleze condițiile de impact la care un material sau o structura este așteptat sa facă față în exploatare. În măsurarea energiei necesare pentru a rupe o epruvetă, trebuie mai întâi să se determine parametrii adecvați (ca viteza de impact, energia, geometria, variațiile de temperatură) condițiilor reale de folosință a materialului.
Pentru a putea compara între ele modul de comportare a materialelor la diverse acțiuni, încercările trebuie făcute în aceleași condiții și cu aceleași forme și dimensiuni ale probelor, adică în condiții standardizate. În general, standardele prevăd ansamblul condițiilor care trebuie respectate la încercarea și controlul materialelor cu privire la realizarea epruvetelor, forma, mărimea și modul de prelucrare a acestora, condițiile de încercare propriu-zise, interpretarea și prezentarea rezultatelor. Metodele cât și condițiile de efectuare a încercărilor mecanice la rezistență sunt reglementate prin standarde (Tabelul 2.18).
Tabelul 2.18. Clasificarea încercărilor mecanice de rezistență, reproducere din Amza și col. [Amz.02].
2.5.Concluzii
În structura biosistemelor se folosesc cinci principale categorii de biomateriale: 1. biomateriale metalice; 2. biomateriale ceramice; 3. biomateriale polimerice; 4. biomateriale compozite; 5. alte biomateriale. Biomaterialele sunt caracterizate prin următoarele proprietăți de bază: 1. proprietăți intrinseci; 2. comportament (proprietăți funcționale); 3. proprietățile suprafeței; 4. condiții de procesare și sau prelucrare.
În tabelul 2.19 se prezintă, comparativ, o serie de proprietăți ale biomaterialelor.
Proprietățile biomaterialelor sunt diferite, în funcție de compoziția chimică a acestora și de condițiile de utilizare, condiții care includ și categorii de cerințe respectiv restricții.
Comportamentul mecanic al biomaterialelor constă, în principal din: rezistența la rupere, rezistența la oboseală și rigiditatea.
În ceea ce privește procesarea biomaterialelor, procesul de așchiere, procesul de injectare, etc. prezintă mare interes Mitu et. al [Mit.12], Mitu et. a. [Mit.13.a], Mitu et.al. [Mit.13], [Bej.10], [Bej.11], [Zha.01], [Ruj.78].
Tabelul 2.19. Comparații ale unor proprietăți ale biomaterialelor, prelucrare după [*Cri.12].
Capitolul 3
OBIECTIVELE TEZEI DE DOCTORAT
3.1. Motivația temei de doctorat
Proiectarea structurilor din materiale compozite și prin urmare a celor din domeniul biomedical, indiferent de tipul materialelor utilizate, distribuției constituenților acestora și a procentului în care se regăsesc aceștia în cadrul combinației comportă o atenție deosebită care vizează cunoașterea comportării acestora în condiții de exploatare funcțională, identificarea și cuantificarea principalilor factori de influență suplimentar problematicilor specifice mediului de proiectare, toate în vederea asigurării unei tranziții rapide înspre procesele de fabricare și/sau corelării cu tehnologiile de fabricare și obținerii unei flexibilități suplimentar problematicilor care vizează costurile de fabricație, proprietățile sau satisfacerea anumitor condiții de exploatare impuse.
Tema tezei de doctorat de încadrează în tendințele actuale în ceea ce privește integrarea tuturor aspectelor menționate anterior, dorindu-se astfel a se dezvolta sub forma unei analize cuplate, ca o sinergie între informațiile care provin din procesele de fabricare a materialelor compozite polimere, cele particulare proprietăților de material coroborate cu comportarea structurii proiectare/analizate în condiții de exploatare funcțională sau impuse în vederea estimării comportamentului acesteia. În vederea asigurării unei mai bune înțelegeri a conceptului care urmează a fi abordat și dezvoltat în cadrul acestei teze, în figura 3.1 s-a reprezentat sintetizat modalitatea de interconectare a fazelor individuale care constituie reperele generale iar în figura 3.2 modul în care acestea vor fi particularizate pentru proteza exterioară selectată ca exponent reprezentativ pentru clasa structurilor biomecanice. Ca o explicație suplimentară pentru alegerea acestei configurații protetice, menționăm faptul că pe lângă forma geometrică deosebită care atrage privirile la primul contact cu aceasta, se cunosc puține detalii tehnice în ceea ce privește materialele utilizate, proprietățile acestora, caracteristicile funcționale, ceea ce constituie o provocare pentru inginerii diverselor specialități (ex. mecanic, știința materialelor, etc.).
Fig. 3.1. Conceptul general asociat analizei cuplate care fundamentează alegerea temei de doctorat.
Fig. 3.2. Conceptul sinergic al analizei cuplate care fundamentează alegerea temei de doctorat.
Așa cum se poate observa din figurile 3.2 sau 3.3, analiza cuplată care urmează a fi inițiată și dezvoltată pe parcursul acestei teze de doctorat vizează includerea efectelor proceselor tehnologice de fabricare a materialelor compozite polimere (ex. formare prin infuzie de rășină – distribuia, orientarea constituenților, efecte de frontieră, curgere, etc.) și a proprietăților de material rezultate din analize mulți-scalare în cadrul proceselor de simulare/modelare a comportării unor structuri mecanice/biomecanice în condiții de exploatare reale. Provocarea constă în evidențierea tuturor aspectelor care contribuie la comportamentul funcțional a protezei de exterior propuse sau care aparțin și sunt specifice tehnologiei de fabricare, dat fiind faptul că aceasta este un element structural multi-stratificat pe diversele secțiuni ale acestuia.
În general, aceste aspecte au început a fi implementate relativ recent și constituie o nouă paradigmă pentru specialiștii din domeniul proiectării, analizei și simulării/modelării structurilor. Suplimentar, rezultatele obținute în urma analizei cuplate vor fi integrate și comparate cu cele obținute în urma caracterizării materialelor propuse, dezvoltate și elaborate în cadrul procesului de elaborare a suportului experimental al tezei de doctorat.
Aspectele menționate anterior au permis delimitarea direcției de dezvoltare a fundamentelor teoretice și experimentale care constituie pilonii acestei tezei de doctorat dar și identificarea, definirea și relevanța obiectivelor acesteia, în strânsă corelație cu stadiul cercetărilor în domeniu atât pe plan național dar și internațional, cât și cu tendințele și perspectivele asociate acestui domeniu fascinant al biomecanicii. Se impune menționarea faptului că tematica dată și modul de abordare a acesteia se încadrează unui domeniu de frontieră, aceasta neputând fi delimitat strict la domeniul biomecanic, ci include aspecte particulare științei și ingineriei materialelor, design-ului de produs, ingineriei mecanice, etc.
Fig. 3.3. Modul de interconectare al etapelor analizei cuplate care stă la baza dezvoltării tezei.
Scopul principal al tezei de doctorat vizează dezvoltarea unui concept integrat de analiză a unui element protetic confecționat dintr-un material compozit polimer armat cu fibre din carbon de diverse arhitecturi și/sau în combinație cu alte materiale metalice pentru o rigidizare suplimentară, care să includă, într-o simbioză perfectă, aspecte particulare proceselor/tehnologiilor de fabricație, proprietăților de material și comportării structurale cu posibilitatea translatării rapide și implementării practice în vederea dezvoltării și elaborării unor structuri biomecanice performante.
3.2 Obiectivele tezei de doctorat
Inițierea prezentei teze de doctorat se datorează unei cerințe profund umane: redarea posibilităților de mișcare și de alergare a persoanelor amputate, cu personalizare, transtibial. Realizarea unor componente protetice cu referire la lamelele protetice „J” trebuie sa confere amputatului o folosire, comodă, durabilă, cu performanțe funcționale cât mai apropriate de cele ale piciorului natural etc. În acest complex de cerințe cunoașterea structurii și a comportamentului mecanic și termic a materialului lamelei protetice este o sarcină actuală deosebit de importantă, de natura umană, profesională, sportivă, economică etc.
Pentru atingerea acestui țel s-au stabilit pentru teza de doctorat patru obiective majore.
Primul obiectiv trebuie axat pe realizarea unui studiu sistemic și actual al structurii și comportamentului biomaterialelor din cadrul biosistemelor. Se propune ca dezvoltarea acestui studiu să urmărească trei direcții de cercetare:
studiul biomaterialelor utilizate în structura biosistemelor: tipuri, structură, proprietăți, domeniul de utilizare;
studiul comportamentului mecanic, chimic, termic al biomaterialelor și abordarea sistemică a procesului de degradare a biomaterialului;
determinarea comportamentului mecanic și termic al biomaterialelor compozite.
Al doilea obiectiv constă în elaborarea unei metode de analiză, sub aspect anatomic și biomecanic, a membrului inferior. Pentru realizarea acestui obiectiv trebuie îndeplinite următoarele obiective subsidiare:
studiul sistematic și sintetic a sistemelor osos și a articulațiilor membrului inferior din punct de vedere anatomic și biomecanic;
biomecanica mersului și alergării în cazul persoanei normale anatomic;
biomecanica alergării și sprintului la amputații transtibiali purtători de proteze sportive.
Al treilea obiectiv este elaborarea de metode teoretice de analiză a comportamentului biomaterialelor compozite epoxidice armate cu fibre de carbon din construcția lamelelor protetice „J”. Pentru îndeplinirea acestui obiectiv trebuie definite următoarele etape:
efectuarea unei simulări a procesului de injecție a lamelei „J” prin procedeul RTM. Scopul acestui studiu este de a obține informații cu privire la condițiile și restricțiile de natură tehnologică legate de fabricarea lamelei protetice „J” prin injecțe cu RTM;
studiul teoretic privind comportamentul mecanic și termic al stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon, format din lamele preimpregnate folosit pentru execuția lamelelor protetice „J”;
efectuarea unei simulări a comportamentului mecanic al stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon din construcția lamelei protetice.
Al patrulea obiectiv constă în elaborarea de metode noi și performante de determinare experimentală a comportamentului mecanic la compresiune, încovoiere și analiza DMA- Dynamical Mechanical Analysis precum și a comportamentului termic al compozitului stratificat epoxi armat cu fibre de carbon.
Capitolul 4
Metodică de analiză a caracteristicilor anatomice și biomecanice ale membrului inferior
4.1 Introducere
Corpul uman este considerat [Ola.98] ca fiind un sistem biologic deschis alcătuit dintr-o serie de subsisteme reprezentate de formațiuni anatomice, aparate, organe, țesuturi, celule etc. Formațiunile anatomice sunt reprezentate prin: cap, gât, trunchi și membre compuse din membrele superioare și membrele inferioare.
Mișcările corpului uman cât și cele ale componentelor acestuia sunt realizate de către un aparat anatomic al corpului, specializat în acest sens, numit aparatul locomotor. Acesta este format din oase, articulații, mușchi și ligamente. Aparatul locomotor poate fi divizat la nivelele componentelor corpului, deci și la nivelul membrului inferior. În acest sens, (sub)sistemul locomotor a membrului inferior Smi poate fi descris sistemic cu ajutorul relației:
Smi{{Oi},{Arj},{Mk},{Te},{Cm},{Rintn},{Rexto},{Scp} (4.1)
în care: {Oi} reprezintă mulțimea (finită) a formațiunilor osoase ale membrului inferior, {Arj} reprezintă mulțimea articulațiilor; {Mk} reprezintă mulțimea mușchilor; {Te} este mulțimea tendoanelor; {Cm}, mulțimea altor componente anatomice; {Rintn} reprezintă mulțimea relațiilor stabilite între componentele (sub)sistemului Smi; {Rexto}, mulțimea relațiilor externe stabilite de (sub)sistemul Smi cu mediul înconjurător și {Scp}, mulțimea scopurilor urmărite în cadrul (sub)sistemului locomotor Smi.
Oasele sunt considerate corpuri geometrice definite prin lungime, lățime și grosime. Sub această reprezentare, oasele membrului inferior sunt întâlnite sub următoarele forme [Pap.74], [Ola.98], [Baï.04]: oase lungi, la care predomină lungimea (femurul, tibia și peroneul), oase plate, lungimea este aproape egală cu lățimea, dar depășesc grosimea (osul coxal), oase neregulate (centura pelviană) și oase scurte la care cele trei dimensiuni sunt aproximativ egale (patela, astragalul, falangele de la picior). Sistemul osos al membrului inferior (și în general al aparatului locomotor) poate fi analizat studiind anatomia osului lung [Baï.04]. Acesta este format [Baï.04] din (Fig.4.1) corpul sau diafiza și două extremități (capete), numite epifize, din cartilajul articular, canalul medular (cavitatea medulară) care conține măduva, periostul (membrană conjuctiv-fibroasă ce învelește osul) și endostul.
Fig. 4.1. Structura osului lung, după [https://www.google.ro/#psj=1&q=endosteum].
Din punct de vedere al compoziției, osul este un material compozit natural ce este constituit dintr-o fază rigidă reprezentată de hidroxiapatita HA și o matrice flexibilă, colagenul. Atât osul cât și componentele lui sunt caracterizate prin proprietăți mecanice specifice precum: densitatea, rezistența la rupere (la ruperi lente și rapide), modulul lui Young, rezistența la oboseală, duritatea etc., proprietăți ale căror valori sunt prezentate în literatura din domeniul [Par.07], [Bro.06], [Rat.04], [Baï.04], [*Mec.12], [*Ana.12].
Fig. 4.2. Reprezentarea sistemica a membrului inferior.
Într-o reprezentare sistemică, (sub)sistemul osos al scheletului membrului inferior este format din două principale subsisteme osoase [Lep.07], [Pap.74], [Art.03], [Alb.98], [*Scl.13]: subsistemul ,,bazinul sau pelvisul osos’’ și subsistemul ,,membrul liber’’ (Fig. 4.2), format la rândul lui din (Fig. 4.3) oasele coapsei (stânga și dreapta) reprezentate de femur și patelă, oasele gambei (stânga și dreapta) reprezentate de tibie și fibulă sau peroneu, oasele piciorului (stânga și dreapta) și oasele degetelor (stânga și dreapta).
Fig. 4.3. Scheletul membrului inferior, după [Lev.12].
Articulațiile (articulationes sau juncturae ossium) constituie totalitatea elementelor anatomice prin care oasele sunt îmbinate între ele prin mijloace anatomice și au posibilitatea de a realiza mișcări funcționale între ele. Caracteristicile și structura anatomică a unei articulații este determinată de funcția de bază a acesteia exprimată prin mișcările pe care le permit oaselor din structura lor [Pap.74]. O articulație este caracterizata prin [*Cin.07]: orientare, forma și poziționare anatomica. Articulațiile pot fi clasificate [Ola.98], [Bac.81] în funcție de trei criterii:
1- gradul de mobilitate adică anumitele mișcări pe care articulația o permite oaselor ce intră în alcătuirea ei; 2- gradul de libertate a mișcărilor sau numărul de axe față de care se realizează
mișcarea în articulație; după modul de conducere a mișcării în articulație.
După primul criteriu, în literatura română Papilian [Pap.74], Olariu și col. [Ola.98], [*Baz.13] cât si străină [*Art.13], articulațiile sunt împărțite în trei principale categorii: 1. articulații fixe – sinartroze (articulații fibroase). Nu permit mișcări sau permit mișcări foarte reduse; 2. articulații semimobile –amfiartroze ( articulații cartilaginoase); 3. articulații mobile – diartroze. Acestea sunt formate din două componente: 1. fețe articulare; 2. mijloace de legătură reprezentate prin capsula articulară, mușchi și ligamente. Suprafețele osoase din articulație sunt lubrifiate cu lichidul sinovial. În funcție de forma suprafeței articulației, diartrozele pot fi [*Baz.13]: articulații plane; articulații ginglim; articulații trohoide; articulații condiliene; articulații în șa; articulații elipsoidale sau enartroze. Aceste articulații permit efectuarea de diverse mișcări cu amplitudine mare: de flexie, extensie, abducție, adductie, rotație.
Din punct de vedere al numărului de axe ale mișcării, articulațiile se clasifică în trei categorii:
1- articulații uniaxiale ce permit mișcarea într-un singur plan. Realizează mișcările de flexie și extensie. În această grupă se numără articulațiile ginglim, trohoide și condiliene;
2- articulații diaxiale ce asigură mișcarea după două axe articulare perpendiculare intre ele. În această grupă se numără articulațiile elipsoidale și în șa;
3- articulații triaxiale ce asigură mișcări în toate planurile spațiului. Sunt articulațiile sferoidale sau enartroze.
După al treilea criteriu, se disting următoarele tipuri de articulații:
1. articulații cu o conducere musculară. Ex. articulația pumnului, articulația genunchiului;
2. articulații cu o conducere osoasă. Ex. articulația cotului;
3. articulații cu o conducere ligamentară – articulația șoldului.
În cadrul membrului inferior se întâlnesc următoarele principale articulații (Fig. 4.3): articulațiile bazinului, articulația șoldului sau articulația coxofemurală, articulația genunchiului și articulația gleznei.
În momentul actual, studiul articulațiilor sub aspectul , geometriei funcțiilor, mobilității cât și stabilității acestora, este abordat cu ajutorul mecanicii corpului nedeformabil. Astfel, se consideră segmentele osoase ca fiind structuri rigide iar articulațiile ca fiind legături între două componente mecanice ce permit grade de libertate [*Lea.13]. În acest caz corpul uman poate fi modelat ca fiind alcătuit din bare rigide articulate [*Lea.13].
Sistemul muscular din cadrul membrului inferior (sistemului locomotor) cuprinde mușchii scheletici adică mușchii striați ce se fixează pe oasele scheletului membrului inferior și anexele lor tendoanele și bursele seroase. Sistemul muscular constituie componenta activă a sistemului membrului inferior (aparatului locomotor) [Pap.74], [Bac.81], [Che.99].
În funcție de poziția lor topografică, la membrul inferior se întâlnesc patru mari grupe de mușchi [Bac.81], [Dro.12], [Dja.07]: mușchii bazinului, mușchii coapsei, mușchii gambei și mușchii piciorului.
4.2 Mișcări ale membrului inferior, axe și planuri spațiale principale ale mișcării
Din punct de vedere al mecanicii solidului, corpul uman este considerat un corp tridimensional amplasat în spațiu. Pentru definirea poziției, a mișcărilor cât și a direcțiilor spațiale ale acestuia, se folosesc axe și plane principale de referință și termeni specifici de direcție și poziție, având drept punct de plecare poziția anatomică normală PAN a corpului uman, respectiv poziția ortostatică [Ola.98], (Fig. 4.4). Astfel, prin corpul uman se trasează trei axe și trei planuri imaginare spațiale care se întretaie în unghi drept, fiecare plan fiind dus prin câte două din aceste axe (Fig. 4.5). Cele trei axe și planuri imaginare au reprezentările de mai jos [Ola.98], [*Baz.13].
Fig. 4.4. Poziția ortostatică a corpului uman, după [Knu.07].
Axul sagital X-X sau antero-posterior, numit și ventro-dorsal, corespunde grosimii corpului. Are un pol anterior sau ventral și altul posterior sau dorsal și formează cu axul vertical, un unghi de 90° (axul y-y).
Axul transversal Y-Y sau lateral. Acest ax corespunde lățimii corpului pe care îl străbate de la stânga spre dreapta. Este perpendicular pe axul longitudinal. Are doi poli: stâng și drept, iar sensurile definite sunt stânga-dreapta (axul x-x).
Cele trei planuri imaginare sunt suprafețe ce secționează corpul uman și sunt reprezentate de planul frontal, planul sagital și planul transversal.
Axul vertical Z-Z sau longitudinal străbate corpul uman aflat, în poziție ortostatică, în întreaga sa lungime și este perpendicular pe sol. Este definit prin doi poli sau extremități: unul superior sau cranial și celălalt inferior sau caudal. În acest context, axul vertical se mai numește și axul cranio-caudal. Acest ax se numește axul vertical principal Z-Z atunci când pleacă din creștetul capului sau vertex și trecând prin centrul de greutate G al corpului străbate centrul poligonului de susținere al corpului.
Fig. 4.5. Axele și planele spațiale principale ale corpului în standard anatomical position, după [Ola.98], [Avr.13].
Planul frontal conține axul transversal Y-Y și pe cel longitudinal Z-Z și împarte corpul uman în două părți neasemănătoare: anterioară sau ventrală și cealaltă, posterioară sau dorsală. Acest plan este paralel cu fruntea și cu sutura craniană a craniului, din motiv care este numit și plan coronal.
Planul sagital, median sau mediosagital. Trece prin axul longitudinal Z-Z și axul sagital X-X și prin intersectarea corpului pe linia mediană îl împarte în două jumătăți simetrice, dreapta și respectiv stânga numite antimere. Este numit și planul simetriei bilaterale. Toate planurile ce sunt paralele cu planul sagital se numesc planuri parasagitale.
Planul transversal, numit și planul orizontal, trece prin axul sagital Y-Y și axul transversal Y-Y fiind perpendicular pe planul sagital și pe cel frontal. Împarte corpul uman în două părți: superioară și inferioară.
Pentru a indica poziția sau situarea, una față de alta, în raport cu cele trei planuri fundamentale menționate, a unor formațiuni sau/și elemente anatomice se folosesc termeni anatomici specifici de direcție și poziție. De exemplu [Ola.98]: medial; lateral proximal; terminal sau distal; posterior sau dorsal; anterior sau frontal (ventral), etc. (vezi Definiții).
a) b) c)
Fig. 4.6. Mișcări și unghiuri de mișcare la membrul inferior în timpul mersului, după [Nic.07].
Din punct de vedere biomecanic, membrele și segmentele corpului uman pot efectua diverse mișcări în condițiile în care planul mișcării este întotdeauna perpendicular pe axul mișcării, care poate fi un ax biomecanic sau un ax articular [Avr.13], [Dja.07]. În jurul aceluiași ax și în același plan se pot efectua întotdeauna două mișcări de sens opus, care au următoarele reprezentări [Ola.98], [Avr.13] (Fig. 4.6): flexia și extensia (mișcări efectuate în plan sagital în jurul unui ax transversal); abducția și adducția (mișcări efectuate în plan frontal în jurul unui ax sagital); mișcări de rotație internă sau externă (mișcări efectuate în plan transversal în jurul unui ax longitudinal). Mișcările de rotație particulare care au loc la nivelul antebrațului și al piciorului sunt denumite pronație și supinație; circumducția (axul mișcării intersectează mai multe plane).
Mișcările efectuate în cadrul articulației de către un segment al corpului sunt caracterizate prin rangul sau amplitudinea mișcării care exprimă valoarea maximă a deplasării unghiulare (Fig. 4.6).
4.3 Oasele membrului inferior
4.3.1 Bazinul sau pelvisul osos
Bazinul osos sau pelvisul osos reprezintă o formațiune osoasă complexă, situată în josul abdomenului, care face legătura dintre coloana vertebrală (susține coloana vertebrală) și membrele inferioare în plan vertical, fiind poziționat între coloana vertebrală și membrele pelviene. Forma și proporțiile bazinului variază de la o persoană la alta [Avr.13], [Pap.74]. Pelvisul osos este format din bazinul mare (abdominal) și din bazinul mic (canalul pelvin). Bazinul are configurația generală sub forma unui trunchi de con, având baza mare poziționată în sus și baza mică în jos. Este format din trei formațiuni osoase [Bac.81], [Pap.74], [Ant.86], [*Ana.12] (Fig. 4.7): 1. două oase laterale și simetrice numite oase coxale sau oase iliace (osul iliac stâng și osul iliac drept); 2. sacrul; 3. coccisul.
Osul coxal este din punct de vedere anatomic, este un os plat, de formă patrulateră și este alcătuit din trei formațiuni osoase care converg către centrul lui: ilion, ischion și pubis (Fig.4.8). Prezintă două fețe, una externă (laterală) una internă (medială) și respectiv și patru margini, superioară numită creasta iliacă, anterioară, inferioară și posterioară. Pe fața externă, în partea mijlocie, se găsește cavitatea cotiloidă sau acetabulară (Fig. 4.7) având rolul de articulare cu femurul și una internă (medială) ce prezintă o linie arcuită ce constituie limita dintre bazinul mare și bazinul mic.
Acetabularul are forme și dimensiuni diferite ce sunt dependente de vârstă și sex. La adult, acetabularul are o adâncime medie de 22-30 mm și poate fi definit prin indicele acetabular ce este exprimat prin raportul dintre adâncimea și diametrul cavității. Suprafața interioară a acetabulului prezintă două părți [*Art.13], [*Mem.13]: o suprafață semilunară, la partea periferică, acoperită cu cartilaj hialin și fosa acetabulului, partea centrală a acetabulului ce nu este acoperită de cartilagiu.
Oasele coxale sunt articulate în partea inferioară prin articulația numită simfiza pubiană și în partea posterioară prin articulația sacro-coccigiană a coloanei vertebrale (Fig. 4.7). Osul sacru este un os median și posterior de formă aproximativ triunghiulară, cu baza orientată superior. Este format prin sudura celor cinci vertebre sacrate și este așezat în continuarea coloanei vertebrale, între cele două oase coxale, precum o pană [Bac.81], [Avr.13]. Este îndreptat oblic de sus în jos și dinainte înapoi și formează cu ultima vertebră lombară un unghi numit promontoriu.
Fig. 4.7. Anatomia bazinului, după [Pap.74], [*Mem.13].
Sacrul prezintă: patru fețe, din care o față anterioară (concavă și orientată înainte și în jos spre pelvis), o față posterioară (convexă și orientată înapoi și în sus) și două fețe laterale; o bază ce se articulează cu ultima vertebră lombară; un vârf ce prezintă o fețișoară eliptică ce se articulează cu baza coccisului. Coccisul, un mic os triunghiular, prezintă două fețe, două margini, o bază și un vârf [*Avr.13].
Fig. 4.8. Osul coxal (sau iliac) drept: vedere frontală, după [*Atl.08].
4.3.2 Oasele coapsei
În ordinea descrierii componentelor membrului inferior, pornind de la bazin spre picior (Fig. 4.1), coapsa constituie prima pârghie importantă ale membrului inferior. Scheletul acesteia este constituit dintru-un singur os unic, femurul (Fig. 4.9). Este un os lung, pereche și nesimetric, îndreptat oblic de sus în jos și latero-medial [Arn.13], [Pap.74].
a) b) c) d)
Fig. 4.9. Femurul, în vedere : a- anterioară; b- posterioară; c- medială, d- – unghi anatomic al femurului, β – unghi de înclinație; γ – unghi de declinație, după [Lep.07], [*Fem.12], https://www.google.ro/#psj=1&q=femurul.
Femurul este cel mai voluminos os al corpului , cel mai lung (de la 40 de cm până la 50 de cm), cel mai greu și rezistent, caracteristici anatomice care indică valorile ridicate ale solicitărilor statice și dinamice care acționează asupra lui. Pe schelet [Bac.81], [Pap.74] femurul se articulează în partea superioară cu osul coxal (la nivelul șoldului), iar în partea inferioară, la genunchi, cu tibia și patela, (Fig. 4.3). Din punct de vedere anatomic, femurul prezintă un corp (diafiză) și două extremități: superioară și inferioară.
Corpul femural (corpus femoris) sau diafiza este un cilindru cu formă prismatic-triunghiular, gol la interior (cavitatea medulară), cu un perete rezistent format din țesut osos, având grosimea cuprinsă între (4-6 mm până la 9-10 mm). Prezintă trei fețe: anterioară, internă și externă și trei margini: posterioară, internă și externă. Marginea posterioară este foarte dezvoltată fiind rugoasă, groasă și proeminentă și are denumirea de linia aspră (Fig. 4.9.c). Această linie străbate de sus în jos corpul femurului și servește la orientarea lui. În lungul femurului, în partea superioară și inferioară, linia aspră formează următoarele reprezentări anatomice [Pap.74], [Bac.81]: a. în porțiunea superioară linia aspră se trifurcă generând trei ramuri: ramura laterală, numită tuberozitatea gluteală; ramura medială și ramura mijlocie; b. în partea inferioară, linia aspră se bifurcă mărginind fața poplitee. Femurul prezintă două axe și anume: 1. axul lung al femurului (linia centro‐diafizară) ce poartă denumirea de ax anatomic; 2. axul biomecanic al femurului, ce pleacă de la centrul șoldului (capului femural) și ajunge la partea centrală a extremității inferioare a femurului (centrul genunchiului). Cele două axe se întâlnesc în partea centrală a extremității inferioare a femurului (centrul genunchiului) formând un unghi (unghi anatomic al femurului) de 6° – 9°, deschis în sus (Fig. 4.9.a).
Extremitatea (epifiza) superioară prezintă: un cap femural (caput femoris), un gât sau colul (collum femoris), o tuberozitate mare (marele trohanter) și o tuberozitate mică (micul trohanter) Capul femural are o formă aproape sferică fiind 2/3 dintr-o sferă cu diametrul intre 40-50 mm. Este rotunjit și orientat în sus, înainte și înăuntru la nivelul diafizei.
Capul femural prezintă o mică depresiune centrală numită foseta capului (fovea capitis femoris) ce este legată de acetabul prin ligamentul capului femural. Este acoperit în întregime cu un cartilaj hialin, în afară fosetei capului. Se articulează cu cavitatea cotiloidiană pentru a forma articulația coxofemurală sau articulația șoldului.
Gâtul unește capul femural cu diafiza. Este oblic în raport cu diafiza (îndreptat oblic de sus în jos și mediolateral). Axul lung al gâtului este înclinat față de axa anatomică a diafazei cu unghi β numit unghi de înclinație. Valoarea acestui unghi variază în funcție de vârstă, sex și individ. Astfel la adulți are valoarea de 125°, la copii nou născuți-140° și la persoane în vârstă -115° [Dru.11]. Deoarece femurul este încărcat excentric de greutatea corpului fiind astfel supus la solicitări compuse de compresiune și încovoiere, necesită din partea colului o mare rezistență, caracteristică ce este confirmată anatomic de configurația lui deosebit de complexă (cel mai lung gât al oaselor corpului și sistemul de bolți a arhitecturii trabeculare).
Trohanterul mare (trohanter major) și trohanterul mic (trohanter minor) sunt două tuberozități foarte voluminoase destinate inserțiilor musculare [Pap.74], [Bac.81], [*Oas.13] unite prin linia intertrohanterică și prin creasta intertrohanterică [*Sch.13]. Trohanterul mare este o proeminență patrulateră care continuă în sus corpul femurului și prezintă două fețe (laterală și mediană) și patru margini (anterioară, posterioară, superioară și inferioară). Dă inserții următorilor mușchi gemeni: m. fesier mijlociu, m. fesier mic, m. piramidal, m. obturator extern superior, m. obturator intern și mușchii gemeni. Pe micul trohanter se inserează m. iliopsoas.
Extremitatea sau epifiza inferioară prelungește în jos corpul femural. Este alcătuită din două proeminențe articulare puternice numite condili (Fig. 4.9 b, c) reprezentați prin condilul medial (condylus medialis) și condilul lateral (condylus lateralis), separați prin fosa intercondilară. Cei doi condili femurali au forma unor segmente de sferă și sunt orientați oblic, având axul de rotație orientat oblic de sus în jos [Pap.74]. Prezintă trei fețe, fața articulară, fața intercondilară și fața cutanată. Cei doi condili au o formă volutată (Fig. 4.10), iar razele lor de curbură au centrele dispuse după o spirală [Ant.86]. Condilul medial descinde mai jos decât condilul lateral, motiv pentru care, anatomic, coapsa formează cu gamba un unghi obtuz, deschis lateral, care este mai accentuat la femei decât la bărbați.
Fig. 4.10. Curbura condililor femurali, după [Ant.86].
Axul lung al gâtului formează cu axa condililor femurali (cu planul frontal) un alt unghi γ denumit de declinație cu valori cuprinse între 15°-20°. Modificările unghiului de înclinație și respectiv de declinație au repercusiuni asupra atitudinii anatomice a membrului inferior. Astfel [Pap.74]: a. mărirea și, invers, micșorarea unghiului de înclinație determină ducerea membrului inferior în mișcarea de abducție și respectiv de adducție; b. mărirea și, invers, micșorarea sau reducerea la zero a unghiului de declinație duce membrul inferior în rotație medială și respectiv în rotație laterală.
4.3.3. Oasele gambei
Formațiunea anatomică ,,gamba’’ constituie segmentul ce leagă coapsa de picior. Este, după coapsă, a doua pârghie însemnată a membrului inferior. Are scheletul alcătuit din două oase tubulare lungi [Bac.77], [Bac.81], [Pap.74] tibia și fibula (peroneul) care sunt unite în lungul corpurilor de o membrană interosoasă tibioperonieră [Bac.81] (Fig. 4.11).
Tibia este un os voluminos, lung și pereche, cu direcție verticală, situat la partea antero-internă a gambei. Prin intermediul tibiei se transmit, în poziție ortostatică, tensiunile de presiune de la femur la picior. Tibia prezintă un corp și două extremități (epifize): superioară și inferioară.
a) b)
Fig. 4.11. Tibia și fibula (peroneul) în vedere: anterioară (a); posterioară (b), după [*Atl.08], [*App.13].
Corpul tibiei (corpus tibiae) este de formă prismatic triunghiulară și are trei fețe și trei margini. Cele trei fețe sunt reprezentate prin [Bac.77], [Bac.81]: 1 – fața medială (facies medialis), netedă, aflată nemijlocit sub piele; 2 – fața laterală (facies lateralis); 3 – fața posterioară (facies posterior) care prezintă în porțiunea posterioară linia solearului (linie albă orientată în jos și medial) pe care se inseră mușchiul solear. Marginile sunt reprezentate prin: 1 – marginea anterioară (margo anterior); 2 – marginea medială (margo medialis); 3 – marginea interosoasă (margo interossea).
Extremitatea (epifiza) superioară este o masă voluminoasă, aproximativ de formă patrulateră și alungită în sens transversal. Prezintă doi condili: 1 – un condil medial (condylus medialis); 2 – un condial lateral (condylus lateralis). Cei doi condili au o circumferința și o față superioară comună sau platoul tibiei.
Extremitatea inferioară a tibiei are o formă neregulat cuboidă. Prezintă șase fețe: fața superioară, fața articulară inferioară, fața anterioară, fața posterioară, fața laterală și fața medială care se prelungește cu maleola medială vizibilă și palpabilă sub piele.
La tibia, axa anatomică este aceeași cu mecanică (Fig. 4.12). Astfel, tibia are o axă anatomică proximală și distală sau o axă mecanică proximală și distală.
a) b)
Fig. 4.12. Axele tibiei: anatomică (a); biomecanică (b), după [Ala.09].
Fibula sau peroneul este un os lung și pereche, mai subțire decât tibia, situat postero-extern față de tibia [Bac.81], [Pap.74], [*Oas.13]. Este format dintr-un corp și două extremități (epifize): superioară și inferioară.
Corpul peroneului este prismatic triunghiular și prezintă trei fețe (internă, externă și posterioară) și trei margini (anterioară, internă și externă).
Extremitatea superioară este reprezentată prin capul peroneului care se prelungește cu vârful fibulei.
Extremitatea inferioară prezintă maleola laterală care este o proeminentă turtită din afara înăuntru. Maleola laterală se poate palpa [Bac.81], [*App.13].
Tibia și peroneul se articulează între ele, la cele două extremități ale lor, superioare și respectiv inferioare prin intermediul a două articulații de tip artrodie [Bac.81]: o articulație tibioperonieră superioară și respectiv o articulație tibioperonieră inferioară.
Fibula are un rol însemnat în întărirea stabilității gambei.
4.3.4 Oasele piciorului
Piciorul constituie după coapsă și gambă a treia pârghie principală a membrului inferior [Ola.98], [Bac.81]. Face legătura anatomică dintre corp și sol, deci asigură contactul cu solul, și participă la un ansamblu complex de acțiuni biomecanice ale corpului corespunzătoare bipedei. În acest context, piciorul are o structură anatomică complexă și foarte bine adaptată funcțional bipedei, îndeplinind în acest scop două principale funcții: 1. de susținere a corpului; 2. realizarea de către corp a mișcării de locomoție.
Oasele piciorului sunt alcătuite din 26 de oase, ce pot fi cuprinse în trei principale grupe [Pap.74], [Bac.81], [*Atl.08] (Fig. 4.13): tarsul, metatarsul și oasele degetelor numite și falange.
Tarsul este situat în partea posterioară a piciorului. Este compus din următoarele oase (Fig. 4.13 – 4.14): talusul sau astragalul; osul navicular (situat pe partea medială a piciorului); oasele cuneiforme (de formă prismatic triunghiulară și participă la edificarea bolții transversale a piciorului); calcaneul (de formă prismatică, alungit antero-posterior și turtit ușor transversal și situat sub astragal); osul cuboid (este așezat pe partea laterală a piciorului și înaintea calcaneului).
a) b)
Fig. 4.13. Oasele piciorului drept, vedere: frontală (a); laterală (b), după [*Atl.08].
a) b)
Fig. 4.14. Scheletul osos al sistemului anatomic gleznă-picior:
vedere anterioară (a); vedere posterioară (b), după [Dru.11].
Metatarsul, corespunde labei piciorului. Cuprinde cinci oase metatarsiene (Fig. 4.14) care sunt oase lungi și perechi. Falangele (Fig. 4.14) cuprind 14 oase. Fiecare deget (din cele cinci ale piciorului) este format din trei falange, în afară de degetul mare (degetul haluce) care are doar două. În funcție de poziția lor, falangele sunt grupate în trei categorii: falange proximale, falange mediane sau mijlocii și în falange distale.
4.4 Articulațiile membrului inferior
4.4.1 Articulațiile bazinului
Oasele bazinului osos, reprezentate prin cele două oase coxale, sacrul și coccisul sunt solidarizate prin următoarele articulații, (Fig. 4.15): 1. articulațiile sacro-iliace, dreapta și stânga, situate în partea posterioară și mediană a bazinului; 2. articulația osului sacral cu coloana vertebrală, fără importanță funcțională; 3. articulația simfiza pubiană.
Articulațiile sacro-iliace sunt formate prin contactul dintre suprafețele articulare situate pe oasele iliace și osul sacru și (Fig. 4.15). Oasele coxale sunt fixate [Pap.74] de coloana vertebrală prin ligamentele iliolombare și pe părțile laterale ale sacrului și coccisului cu ajutorul ligamentelor sacroischiale, reprezentate prin ligamentele sacrotuberal și sacrospinos (Fig.4.16).
Fig. 4.15. Articulații la nivelul centurii pelviene, după [Rad.09], [Dru.11].
La nivelul articulațiilor sacro-iliace se produc două mișcări de basculare ale osului sacru în jurul unei axe transversale, ce trece prin ligamentele sacroiliace dorsale sau prin cel interosos al articulației, denumite mișcări de nutație (limitate de ligamentele sacroischiadice) și respectiv mișcări de contranutație. Aceste două mișcări se pot produce ,,și prin deplasarea celor două oase coxale pe oxul sacrat imobilizat’’ [Pap.74].
Suprafețele articulare sunt reprezentate de fețele auriculare ale osului sacru (ușor concave) și ale oaselor iliace (ușor convexe) și dintr-o capsulă articulară care se prezintă sub forma unui manșon ce se inseră la periferia celor două suprafețe articulare și din ligamente deosebit de puternice [Ava.13], [Pap.74], [Bac.81] (Fig. 4.16): ligamentele sacro-iliace ventrale (ligg. sacroiliaca ventralia), ligamentele sacro-iliace dorsale (liig. sacroiliaca dorsalia), ligamentul sacro-iliac interosos (liig. sacroiliaca interossea) și ligamentul ilio-lombar (ligg. iliolumbale).
Articulațiile sacro-iliace sunt articulații semimobile ce asigură ca sacrul să nu se prăbușească în bazinul mic în momentul aplicării forțelor de greutate, prin următorul mecanism: forța de greutate G a corpului se transmite [Ant.86], [Bac.81], [Gor.91], [Ver.13] de la coloana vertebrală direct sacrului după care se ramifică spre cele două articulații sacroiliace, oaselor coxale, articulațiilor coxofemurale și celor două extremități superioare ale femurelor fiind prin aceasta echilibrată de forțele de reacțiune R ale solului, care se transmit prin cele două femure către coloana vertebrală.
Simfiza pubiană este o articulație hemiartroză situată în partea anterioară a oaselor coxale formată prin unirea oaselor pubisului între ele. Unirea acestora este realizată printr-un disc fibrocartilaginos interbubian (discus interpubicus) și două ligamente periferice foarte puternice: ligamentul pubian superior și ligamentul arcuat al pubisului.
Fig. 4.16. Ligamente în articulațiile bazinului, după [Pap.74].
Deși articulația are o mobilitate foarte redusă, permite însă mici alunecări, numai în poziția unipibedă, mișcări anulate imediat prin acțiunea ligamentelor cât și mișcări discrete de alunecare pe verticală în timpul mersului [Ver.13], [*Ana.12]. În anumite situații și anume în timpul sarcinii și a nașterii simfiza pubiană prezintă o anumită elasticitate în sensul că prin relaxare (destindere) permite creșterea diametrelor pelviene [Ava.13], [Pap.74].
Bazinul îndeplinește funcții anatomo-biomecanice precum [Ola.90], [Ant.86], [Bac.81], [*Mem.13], [*Ana.12]:
– funcția de susținere a segmentelor superioare ale corpului și de transmitere a greutății acestuia spre membrele inferioare și preluarea contrapresiunilor venite de la sol, în statica și locomoția bipedă, prin mecanismul prezentat mai sus. Această importantă funcție face ca mișcările bazinului să fie foarte reduse, motiv pentru care bazinul este considerat, sub aspect static, ca fiind un întreg rigid [Bac.11], [Ant.86];
– funcția de protecție pentru organele pelviene;
– funcții specifice în mecanismul nașterii.
4.4.2 Articulația șoldului (articulația coxofemurală)
Articulația șoldului cuprinde [Ver.12], [Pap.74]: articulația coxofemurală, mușchii motori și stabilizatori și un sistem complex vascular-nervos. Articulația coxofemurală unește trunchiul cu membrul inferior, pe care îl orientează în toate direcțiile spațiului. Are o importanță deosebită în statica și locomoția corpului uman [Pap.74], [Ola.98], [Ver.12]. Este o articulație sferoidală tipică, o enartroză, cu trei grade de libertate (grade de rotație), ce are o importanță deosebită în statică și locomoție, oferind totodată maximum de stabilitate și de mobilitate. Este situată pe fața externă a osului iliac, orientată în afară, înainte și în jos, având un diametru de aproximativ de 60 mm. Articulația coxo-femurală este alcătuită din următoarele componente [Bac.77], [Pan.07], [Pap.74], [Ște.07] (Fig .4.17): 1. suprafețele articulare, care sunt reprezentate de fața semilunară a acetabulului și de capul femural. Cele două suprafețe articulare sunt acoperite de un strat de cartilaj hialin; 2. mijloace pentru menținere în contact a celor două suprafețe articulare. Sunt reprezentate de capsula articulară, foarte rezistentă și de bureletul fibro-cartilaginos. Bureletul, care nu este o suprafața portanta, îmbunătățește congruenta articulației, circulația sinoviala si modelajul capului femural [Boi.02].
Pe lângă acestea mai participă labrul acetabular, mușchii periarticulari și presiunea atmosferică [Pap.74]. Stabilitatea și soliditatea articulației șoldului este asigurată prin anatomia suprafețelor articulare, prin prezența bureletului, o serie de ligamente articulare puternice reprezentate prin ligamentul iliofemural, ligamentul pubofemural, ligamentul ischiofemural și de ligamentul capului femural (Fig. 4.17) si de mușchii abductori [*Lea.13], [Bac.77], [Pan.07].
Fig. 4.17. Anatomia articulației șoldului: secțiunea coronară (a); vederea anterioară (b); vederea posterioară (c), după [Rad.09], [Dru.11].
Articulația coxofemurală permite efectuarea mișcărilor de flexie și extensie (la flexie coapsa se apropie de peretele anterior al abdomenului, iar în extensie ea se depărtează), abducție și adducție, rotație, internă și externă și circumducție, [Pil.04].
Datorită lungimii colului femural și a unghiului de înclinație (Fig. 4.5), mișcările de flexie – extensie și cele de abducție – adducție se asociază cu mișcări de rotație [Pap.74], [Bac.77], [Dru.11], [Nen.05]. Astfel, flexia se însoțește și de o mișcare de rotație înăuntru, iar extensia de o mișcare de rotație în afară.
Mișcările de flexie – extensie (Fig. 4.18) se execută în jurul axului biomecanic ce corespunde axei centrale a cavității acetabulare [Bac,81], [Bac.77], [Nen.05], spre deosebire de situația unei mișcări de flexie – extensie pure, când acestea ar trebui să se realizeze în jurul unui ax transversal ce ar trece prin vârful marelui trohanter [Pap.74], [Nen.05], [Ște.07].
Amplitudinea totală a mișcării de flexie – extensie depinde de poziția în care se găsește genunchiul [Pan.07], [Bac,81], [Bac.77]: astfel, dacă acesta este flexat, flexia coapsei atinge aproximativ 130° – 140° (limitată de mușchii ischiogambieri și contactul coapsă-bazin) iar dacă genunchiul este întins, flexia coapsei va fi limitată la aproximativ 90° (limitată de tensionarea mușchilor ischiogambieri).
a) b) c)
Fig. 4.18. Categorii de mișcări efectuate de către membrele inferioare în articulația șoldului: flexia-extensia cu genunchiului flexat (a); abducția-adducția cu genunchiul întins (b); rotația cu genunchiul flexat (c), după [Dru.11].
Mișcarea de flexie este asigurată bine mecanic de mușchi puternici (Fig. 4.19) care leagă bazinul de femur, cu diferite puncte de aplicare a forței. La rândul ei, și mișcarea de extensie este bine asigurată mecanic de un ansamblu de mușchi (Fig. 4.19) cu diferite puncte de aplicare a forței [Ifr.78].
Mișcările de abducție – adducție (Fig.4.18) se execută în jurul unui ax anteroposterior ce trece prin centrul capului femural fiind însoțite de mișcări de rotație ale coapsei [Pap.74]. Mișcarea de abducție are amplitudinea maximă, de 30° 45° 60°, când coapsa este extinsă [Pap.74]. În cazul în care coapsele sunt într-o flexie maximă, mișcarea de abducție realizează un unghi de 70°, iar ambele coapse formează între ele un unghi de 140° [Pap.74]. Mușchii abductori sunt (Fig. 4.20): piriformul, mușchii fesieri, mare și mijlociu și obturatorul intern. Mișcarea de abducție este limitată de întinderea ligamentului ilio-pretrohanterian (când coapsa este în extensie) și a ligamentului pubofemural (când coapsa se află în flexie).
Mișcarea de adducție are amplitudinea de aproximativ 30° și este efectuată de mușchii adductori prezentați în figura 4.20. Mișcarea este limitată de întâlnirea coapselor cât și de ligamentul pretrohanterian și ligamentul rotund, atunci când coapsele se încrucișează [Pap.74], [Dru.11].
a) b)
Fig. 4.19. Schema mecanică a mișcărilor coapsei pe bazin: flexie (a); extensie (b), după [Ifr.78].
Mișcările de rotație totală, formată din rotația internă și cea externă (Fig. 4.18), se efectuează în jurul unui ax vertical ce trece prin capul femural. Amplitudinea maximă a mișcării de rotație externă este de 40 – 50 , iar cea a mișcării de rotație internă este de aprox. 30 – 45. În cazul în care coapsa este adusă în poziție de flexie și abducție, deci cu ligamentele relaxate, rotația are o amplitudine totală ce poate atinge valoarea de 100° [Bac.81], [Pap.74]. La efectuarea mișcării de rotație externă participă mușchii (Fig. 4.19): gluteal mijlociu, gluteal mare și piriform, iar la mișcarea de rotație internă participă mușchii: gluteal mijlociu, gluteal mic și semi-membranosul.
Fig. 4.20. Schema mișcărilor de abducție și adducție a coapsei, după [Ifr.78].
Mișcarea de circumducție se definește ca fiind combinarea mișcărilor elementare precedente executate simultan în jurul celor trei axe de referință [Pap.74], [Ște.07], [Bac.77] și la care participă toate grupele musculare ale șoldului. În timpul efectuării circumducției au loc următoarele mișcări: capul femural se învârte în acetabul, extremitatea inferioară a femurului descrie un cerc iar corpul femurului un con.
Sub aspect biomecanic, articulația coxo-femurală prezintă din punct de vedere al mersului, următoarea caracteristică [Kha.12]: stabilitatea funcțională a articulației este prioritară în raport cu mobilitatea acesteia. Factorii de stabilitate sunt reprezentați prin [Kha.12]: 1. adâncimea cavității acetabulare; 2. caracteristica funcțională a bureletului acetabular și ale capsulei articulare; 3.starea ligamentelor și a mușchilor periarticulari; 4. caracteristicile dinamice de solicitare a capului femural de către greutatea corporală; caracteristicile dinamice de echilibrare a mușchilor fesieri medii.
Articulațiile coxofemurale îndeplinesc următoarele principale caracteristici funcțional-biomecanice [Ant.86]: 1. reprezintă zona în cadrul căreia bazinul transmite greutatea corpului membrelor inferioare, pe traseul osul sacru-corpul osului iliac-cavitatea acetabulară (Fig. 4.12); 2. constituie centrul în jurul căruia bazinul poate realiza unele mișcări modificându-și poziția; intervin în stabilitatea și mobilitatea mersului.
4.4.3 Articulațiile gambei
Cele două oase ale gambei, tibia și peroneul (Fig. 4.11) se articulează între ele la nivelele epifizelor superioare și respectiv a celor inferioare formând două articulații: articulația tibio-fibulară superioară și respectiv articulația tibio-fibulară inferioară.
Totodată tibia și peroneul sunt unite în tot lungul corpului lor de o membrană interioară osoasă numită membrana interosoasă tibio-fibulară în urma acestei uniri se formează un spațiu oblung oval numit spațiul interosos [Bac.11].
Articulația tibio-fibulară superioare este o artrodie caracterizată prin [Pap.74], [Bac.77]: 1 – suprafețele articulare reprezentate de fața posterioară a tuberozității externe a epifizei superioare a tibiei și de fața internă a capului peroneului, aceste suprafețe sunt plate și acoperite de un cartilaj hialin; 2 – o capsulă fibroasă întărită de două ligamente care are rolul de a menține în contact cele două suprafețe articulare, cele două ligamente sunt (Fig. 4.21) ligamentul anterior al capului fibulei și ligamentul posterior al capului fibulei; o sinoviaăa care căptușește fața interioară a manșonului.
Articulația tibio-peronieră inferioară este și o artrodie. Este caracterizată prin: 1- suprafețele articulare reprezentate de fața externă a epifizei inferioară a tibiei și de fața internă a epifizei inferioară a fibulei. Suprafețele sunt plate și acoperite de un cartilaj hialis; 2- o capsulă fibroasă întărită de trei ligamente (anterior, posterior, și intră articular) ce are rolul de a menține în contact cele două suprafețe articulare.
4.4.4 Articulația genunchiului
Genunchiul constituie segmentul mobil al scheletului membrului inferior (Fig. 4.3) care leagă coapsa de gambă [Bac.77], [Pil.03]. Scheletul genunchiului este alcătuit din (Fig. 4.22) epifiza inferioară a femurului (cap. 4.3.2), epifizele superioare ale tibiei și peroneului (cap. 4.3.3) și din rotulă sau patela, care este un os scurt, situat la față anterioară a genunchiului. Articulația genunchiului prezintă o serie de particularități precum [Pap.74], [Lav.07], [Ant.86], [*Ana.13], [*Ler.13]: 1 – este cea mai mare articulația a corpului și totodată asigură modificarea distanței dintre corp și picior sau cu solul [Lav.07]; 2 – este fragilă și instabilă prin conformația anatomică (mai puțin acoperită și protejată de părți moi) fiind astfel expună frecvent la acțiunile unor factori externi nocivi; 3 – este o articulație cu un singur grad de libertate: flexie-extensie. Suplimentar are și al doilea grad de libertate: rotație axială; 4 – stabilitatea în repus și în mers, este asigurată printr-un aparat ligamentar și musculos complex; 5 – este intens solicitată în statică și locomoție, peste un milion de cicluri de extensie și flexie pe durata unui an [Dru.11]. În principiu, genunchiul lucrează la compresiune; 5 – este o articulație cu suprafețe discordante – de ex. razele de curbură ale condililor femurali, care au centrele dispuse după o spirală (Fig. 4.10), nu sunt egale cu razele de curbură ale glenelor tibiale ceea ce duce la discordanță între suprafețele articulare [Ant.86]; 6- sub aspect funcțional prezintă patru tipuri de structuri și anume : portante (sunt reprezentate de epifiza inferioară a femurului, epifiza superioară a tibiei și de rotulă); de fixare (mențin în contact extremitățile osoase și totodată permit mișcări între suprafețele articulare); de alunecare (îmbunătățește mișcarea suprafețelor articulare aflate în contact și are și rolul de amortizor a mișcărilor efectuate sub încărcare statică și dinamică); și de mișcări ale genunchiului (sunt reprezentate de grupele musculare extensoare, flexoare sau rotatorii).
Articulația genunchiului este formată din două articulații [Lav.07], [Dja.07], [Bac.81]:
1 – articulația femuro-tibială, o trohleartroză imperfectă, care este alcătuită din contactul stabilit între epifiza inferioară a femurului și epifiza superioară a tibiei. Contactul în articulație are o congruență relativ scăzută, fiind îmbunătățit puțin prin prezența a două meniscuri; 2 – articulația femuro- patelară sau femuro- rotuliană.
Suprafețele articulare ale articulației genunchiului sunt constituite din: epifiza inferioară a femurului, reprezentată prin suprafețele articulare ale celor doi condili femurali și trohleea femurală; epifiza superioară a tibiei prin fețele superioare ale condililor tibiali; meniscurile interarticulare (un menisc extern, de forma literei O și un menisc intern de forma literei C). Meniscurile interarticulare se găsesc la periferia fiecărei fose articulare tibiale fiind formate din două fibrocartilaje; fața posterioară a rotulei.
În articulația genunchiului, mijloacele de unire sunt reprezentate de o capsulă articulară, care este foarte rezistentă, cât și de o serie complexă de ligamente situate la interiorul, exteriorul, în față și respectiv în spatele (posteriorul) genunchiului [*Ler.13]: ligamentul patelei, ligamente posterioare, ligamente colaterale peroneal și respectiv tibial, liagamente încrucișate cât și formațiuni aponevrotice de întărire a capsulei. Capsula articulară prezintă sub forma unui manșon care este inserat pe femur, tibie, pe fețele periferice ale meniscurilor și pe rotulă [*Ler.13]. Genunchiul este descris ca fiind o articulație cu un singur grad de libertate respectiv o singură libertate de mișcare principală constituită din două mișcări: flexia și extensia gambei pe coapsă [Bac.81], [Sed.08], [Ant.86], [*Ler.13]. Pe lângă aceste mișcări genunchiul poate descrie în secundar, și alte mișcări: mișcarea de rotație internă-externă și mișcarea de alunecare înainte-înapoi [Dru.11], [Rad.09], [Sed.08], [Ant.86], [Pan.12] (Fig. 3.23).
Flexia–extensia este mișcarea principală și se efectuează în jurul unui ax care nu este fix datorită formei volute a condililor femurali (Fig. 4.10). Biomecanic este descrisă astfel: când membrul inferior lucrează în lanț cinematic deschis articulația genunchiului joacă rol de pârghie de gradul III, iar când membrul inferior lucrează în lanț cinematic închis articulația joacă rol de pârghie de gradul I.
Fig. 4.23. Mișcări efectuate în articulația genunchiului, după [Dru.11].
Flexia începe cu o rostogolire și se termină cu o rotație pe loc iar extensia începe cu rotația extremității femurului și se termină cu rostogolirea pe platoul femural.
Mișcările de flexie-extensie și rotație internă-externă ale articulației genunchiului sunt efectuate de grupuri musculare complexe prezentate în tabelul 4.1. În momentul actual, se consideră ca cinematica mișcării articulației genunchiului poate fi descrisă cu ajutorul a trei axe de rotație [Sed.08].
Tabelul 4.1. Complexul de mușchi pentru mișcarea genunchiului, după [Sed.08].
* Mușchi agoniști, # Mușchi antagoniști
Amplitudinea mișcărilor de flexie-extensie ale genunchiului [*Ant.13] atinge 120° când șoldul este extins și de 140° când șoldul este flexat. Amplitudinea mișcării de flexie poate atinge 160° când subiectul stă așezat ,,pe vine”. Mișcările de rotație internă-externă realizează amplitudini maxime de 30° respectiv 40°.
4.4.5 Articulația gleznei
Glezna articulează segmentul gambei de segmentul piciorului (Fig. 4.3). Suportă toată greutatea corpului fiind totodată și punctul de întâlnire dintre axa verticală a corpului și axa orizontală a piciorului și respectiv a solului [Pap.74], [Bac.77], [Lav.07], [Lab.12]. Din punct de vedere biomecanic articulația talo-crurală [*Art.12] este descrisă împreună cu articulația subtalară (sau talo-calcaneană) ce unește talasul cu osul calcaneu. Această abordare are în vedere complexul articular al gleznei și piciorului care posedă mișcări în cele trei plane de referință (Fig. 4.5). Are un rol deosebit de important în menținerea unei biomecanici corespunzătoare a membrului inferior deoarece diversele anomali ale gleznei se răsfrâng negativ asupra articulațiilor, precum articulația genunchiului, articulația șoldului etc. Este reprezentată [Pap.74], [Bac.81], [Ște.07] prin articulația talo-crurală sau a gâtului piciorului realizată între (Fig. 4.14 – 4.24) talus, tibie, și fibulă. Este o articulație trohleartroză sau ginglim.
Suprafețele articulare ale articulației gleznei (Fig. 4.24) sunt constituite [Pap.74], [Bac.81], [*Ler.13] (în sus) de „scoabă” tibio-peroneală existent la extremitățile inferioare tibiei și fibulei și (în jos) de „cepul” astragalului. La formarea articulației pe cele două laturi iau parte și cele două fețe articulare ale maleolelor medial și lateral. Suprafețele articulare sunt acoperite cu un strat de cartilaj hialin.
Mijloacele de unire ale componentelor osoase sunt reprezentate de o capsulă articulară ce este întărită de ligament puternice (Fig. 4.25): ligamentul interosos, ligamentul lateral extern și ligamentul lateral intern. Deoarece articulația gleznei are un singur grad de libertate, teoretic realizează numai mișcări de flexie-extensie. În ansamblu cu articulațiile piciorului și articulație se pot realiza mișcările de: flexia dorsal, flexia planetară, abducția, adducția, circumducția, supinația și pronația (Fig. 4.26). Articulația gleznei are posibilitatea de a efectua mișcări de flexie dorsală, flexie planetară, abducție, adducție, circumducția, supinația și pronația piciorului [Dru.11], [Sed.08], [Pap.74]. Mișcările de flexie dorsal (dorso-flexie) și flexie planetară se efectuează în jurul unui ax din planul frontal, ax ce trece prin cele două maleole. Abducția și adducția piciorului se realizează în jurul axului longitudinal al gambei. Mișcările de pronație-supinație se realizează în jurul axului longitudinal al piciorului [Sed.08], [Dru.11], [*Ler.13]. Amplitudinile acestor mișcări sunt prezentate în figura 4.26.
Fig. 4.26. Schema ansamblului gleznă-picior, după [Dru.11].
4.4.6 Categorii de pârghii în lanțul cinematic al membrului inferior
În cursul diferitelor mișcări și poziții pe care le au, componentele membrului inferior, bazinul, șoldul, coapsa, genunchiul, gamba, glezna și piciorul acționează ca un lanț cinematic deschis (fără rezemare pe sol) sau închisă (cu rezemare pe sol) [Nen.05]. Lanțul cinematic închis corespunde următoarelor poziții și mișcări [Nen.05], [Ola.98]: depărtarea și apropierea picioarelor, răsucirea în afara și înăuntru, lovirea, împingerea etc.
Membrul inferior funcționează ca un lanț cinematic închis în următoarele poziții și mișcări: statică, mers, alergare, momentul bătăii în săritură etc. Natura lanțului cinematic a membrului inferior determină și tipul pârghiei sub care funcționează componenta membrului inferior (Tabelul 4.2).
Tabelul 4.2. Categorii de pârghii în lanțul cinematic a membrului inferior, după [Ola.98], [Bac.81].
Stabilitatea tipurilor de pârghii sub care se comportă componentelor membrului inferior prezintă interes din punct de vedere a protezării acestora. Astfel, în cazul în care segmentul se comportă ca o pârghie de gradul I Forța F necesară menținerii echilibrului pârghiei se determină cu relația [Bac.81], [Ola.98] (Fig. 4.27):
, (4.2)
în care F este forța de acțiune a extensorilor piciorului pe gambă; R este greutatea corpului; r, brațul rezistenței și l este brațul forței.
Forța F de solicitare a tibiei își mărește valoarea în cazul efectuării mișcării de propulsie în mers (peste 5000N), momentul căderii pe sol (peste 20000N)
Fig. 4.27. Funcționarea femurului în cadrul lanțului cinematic a membrului inferior: F – punctul de aplicație al forțelor musculare; S – punctul de sprijin; R – punctul de aplicație al forțelor rezistente, după [Ola.98].
4.5.Biomecanica mersului
4.5.1 Locomoția umană
Locomoția este definită în principal ca o modificare în timp a coordonatelor mișcării unui corp sau vertebrat. Unul dintre atributele esențiale ale oricărui vertebrat viu îl constituie locomoția ce este asigurată de scheletul intern și de musculatura puternică ce acționează scheletul. În funcție de tipul vertebratului se întâlnesc diferite mijloace de locomoție (Fig. 4.28) înotul, zborul, mersul etc. Pentru efectuarea locomoției trebuie asigurate condițiile:
– efectuarea mișcării locomotore conform unui plan stereotip;
– menținerea echilibrului în timpul mișcării;
– adaptarea mișcării la condițiile externe în scopul efectuării locomoție.
Corpul uman poate efectua, în întregime sau numai cu anumite segmente ale lui, mișcări în spațiu care pot fi simple sau combinate (mișcări complexe).
Fig. 4.28. Reprezentarea locomoției pentru diferite vertebrate: pește (a); pasăre (b); salamandra(c); cal (d); om (e), după [Tru.10].
Mișcările corpului în întregime sunt mișcările complexe desfășurate sun trei principale forme: mișcările de locomoție, mișcări de rotație și mișcări combinate. Mișcările corpului sunt definite printr-un ansamblu de caracteristici: spațiale (direcția și sensul mișcării, lungimea traiectoriei parcurse etc.); temporale (durata efectuării mișcării mai lungă sau mai scurtă); de locomoție etc. Mișcările sunt efectuate de musculatura corpului dispusă în jurul articulațiilor în două principale grupe: mușchii agoniști și mușchi antagoniști. Efectuarea mișcărilor corpului este influențată de un complex de forțe [Șer.11], [Ifr.78]: forțe matrice care realizează o creștere a vitezei mișcării și totodată imprimă mișcării o accelerație pozitivă; forțe de frânare care realizează o micșorare a vitezei mișcării și accelerații negative; forțe neutre care pot numai sa modifice direcția mișcării; forțe perturbatoare asupra echilibrului și a stabilității corpului uman ce se manifestă în special în plan sagital și respectiv frontal.
Legat de acest aspect se afirmă următoarele [Șer.11]:
– contactul bipodal asigură o stabilitate crescută în plan frontal și mai scăzută în plan sagital;
– contactul unipodal asigură o stabilitate crescută în plan sagital și mai scăzută în plan frontal;
– non-contactul conferă, o stabilitate crescută în plan sagital și mai scăzută în plan frontal.
Prin locomoția umană se înțelege deplasarea în spațiu și timp a corpului uman în totalitate cât și a unora din segmentele lui de față de un punct de sprijin anterior avut pe sol [Ola.98]. Locomoția constituie una din funcțiile vitale principale ale omului realizată de membrele inferioare desemnate drept membre propulsoare [Sam.09]. În funcție de elementele care participă la realizarea locomoției ciclice, aceasta este definită sistematic de Vacherat [Vac.10] ca fiind un ansamblu de evenimente articulare, muscular și biomecanice care se produc între două poziții succesive ale mișcării: poziția inițială și poziția următoare, identică cu prima.
Cu ajutorul celor trei legi ale lui Newton se pot studia cauzele realizării și variației mișcării locomotorii [Ola.98], [Sam.09]:
1. legea 1 sau legea inerției conform căreia modificarea stării de mișcare sau de accelerare a mișcării corpului poate fi realizată numai prin aplicarea unei forțe exterioare;
2. legea 2 sau principiul fundamental al dinamicii după care schimbarea stării de mișcare a corpului uman este proporțional cu forța exterioară care îi este aplicată și invers proporțional cu masa corpului;
3. legea 3 sau legea interacțiunii definește principiul acțiunii reciproce după care forța cu care mediul înconjurător acționează asupra corpului uman este consecința forței cu care corpul uman acționează asupra mediului exterior, cele două forțe fiind de aceeași intensitate, având aceeași linie și sensuri opuse de acțiune (Fig. 4.29).
Locomoția cuprinde două principale categorii de mișcări: ciclice și respectiv aciclice [Bac.81]. În cazul locomoției ciclice corpul în totalitate sau fiecare parte a lui se deplasează de la o poziție inițială oarecare, luată ca poziție de plecare până la poziția următoare, identică [Ifr.78]. Prin urmare locomoția ciclică este definită prin repetarea unor cicluri uniforme de mișcare asemănătoare numite, după [Ifr.78] “unități de mișcare”.
Fig. 4.29. Ilustrarea principiului acțiunii și reacțiunii în cazul mișcării, după [Ifr.78].
Din punct de vedere biomecanic, locomoția este un proces complex ce constă în coordonarea unor multiple mecanisme și cuplarea sistemului neuromuscular [Ifr.78] locomoția umană este condiționată de o serie de factori diverși și modificabili [Bac.77]: viteza locomoției; variațional: nivel, în sus, în jos; osul subiectului mișcării; genul subiectului: masculin sau feminism; dimensiunea subiectului: înălțime și greutate ; natura solului: diverși factori subiectivi; gravitatea; condițiile climatice [Șer.11].
În condițiile în care locomoția este înțeleasă ca rezultând din interacțiunea forțelor interioare ale corpului omenesc cu forțele exterioare de deplasare care acționează asupra corpului are o însemnătate aparte analiza și descrierea mecanismelor locomoției [Bac.81]. În acest sens, Dedieu [Ded.81] propune trei nivele de descriere a mișcării umane:
nivelul spațio-temporal care descrie locomoția în termeni de lungime și durată;
nivelul cinematic, cuantifică locomoția în termeni de deplasare, viteză sau accelerație;
nivelul cinetic care analizează ansamblul forțelor care generează mișcare, sintetizate la forțele interne și cele externe.
Forțele interne care intervin în realizarea mișcării sunt următoarele, în ordinea succesiunii [Bac.81], [Șer.11], [Ola.98]: impulsul nervos, forța de contracție musculară, presiunea intra abdominală și pârghiile osteo-articulare care generează reacția articulară impulsul nervos. Aceste forțe trebuie să învingă forțele exterioare dacă se urmărește efectuarea mișcării locomotorii.
Forțele exterioare sunt reprezentate de [Bac.81], [Ifr.78]: forța gravitațională; greutatea corpului și a segmentelor acestuia; presiunea atmosferica; rezistența mediului; inerția; forța de reacție a solului sau a suprafeței de sprijin; forța de frecare; forțele de inerție; rezistențe exterioare diverse.
Forța gravitațională (Fig. 4.30) acționează totdeauna vertical de sus în jos. Pentru învingerea acesteia, forțele interioare cumulate acționează în sens invers, de jos în sus. Dacă suprafața pe care se realizează locomoția este înclinată, forța de gravitație poate fi descompusă în două componente: o componentă N perpendiculară pe panta (forța de presiune); o componentă paralelă cu panta numită de alunecare.
Fig. 4.30. Forța de gravitație (Fg): N-componenta normală; T-componenta tangențială, după [Ifr.78].
Greutatea corpului și greutatea segmentelor acționează totdeauna vertical, de sus în jos asupra centrului a corpului sau a segmentului acestuia, indiferent de pozițiile spațiale ale acestora. Mărimea acestei forțe este determinată de masa corpului sau a segmentului care efectuează mișcarea. Forța de reacție a șoldului sau a suprafeței de sprijin apare atunci când corpul în mișcare exercită pe sol sau pe o suprafață de sprijin forțe legate de greutatea și de viteza de deplasare a acestuia. În acest caz, conform legi a 3-a a lui Newton, solul exercită asupra corpului aflat în mișcare o forță de reacție ce are intensitatea și direcția identică dar de sens contrar. Forța de reacție a șoldului acționează asupra levierelor osoase și generează momente articulare externe [Ded.11]. Forța de reacție se manifestă prin două reprezentări: a- forța de reacție statică în cazul în care corpul este în repaus. Are valoarea egală cu greutatea statică a corpului și este îndreptată în sens opus acesteia; b- forța de reacție dinamică în cazul în care corpul se află în mișcare. Valoarea acestei forțe este dată de greutatea corpului la care se adaugă și forța de inerție datorată apariției accelerației mișcării. În cazul în care forța de gravitație nu este perpendiculară pe reazem (sol), forța de reacție este formată din două componente (Fig. 4.30): o componentă normală (perpendiculară) pe reazem și o componentă tangențială. În cazul deplasării corpului pe o suprafață plană componenta normală susține greutatea corpului iar componenta tangențială constituie forța de frecare care se opune deplasării acestuia.
Forța de reacție a solului are importanță deosebită în studiul locomoției corpului uman sub aspect biomecanic, aspect evidențiat încă de acum 70 de ani [Ola.98].
În momentul de față, studiul experimental a forțelor de reacție a solului în procesul mersului și alergării permite înțelegerea fenomenelor de propulsie și de frânare, modelarea calcului acțiunii forței de gravitație și a forțelor interne cât și a fluctuaților energiilor mecanice calculate. Încă sunt date insuficient publicate privind forța de reacție a solului în cazul alergării în condiții dificile ale solului cât și de urcușuri sau coborâri ale traseelor pe care se realizează mersul sau alergarea.
Forțele externe sunt considerate , de către Gillet [Gil.04] ca fiind rezultanta sumei maselor accelerate ale segmentelor osoase ce compun corpul, având reprezentarea analitică de mai jos [Gil.04]:
; (4.3)
; (4.4)
, (4.5)
în care reprezintă forțele externe aplicate corpului; M este masa corpului; este accelerația centrului de greutate a corpului; mK este masa segmentului osos de ordinul K; este accelerația centrului de greutate a segmentului osos de ordinul K; , greutatea corpului; este forța de reacție a corpului; , forța de gravitație și K, ordinul segmentului osos.
4.5.2 Mersul, definiții
Mersul uman este o mișcare locomotorie ce permite omului de a se deplasa dintr-un punct în altul [Ola.98]. Este o activitate complexă și dificilă de învățat, dar odată însușită să execute aproape inconștient [Win.91], [Vil.11], Perry [Per.92] , considerat de Villalobos [Vil.11] ca fiind o autoritate mondială în domeniul analizei biomecanice a mersului, consideră mersul ca fiind o secvență repetitivă a membrelor corpului, (la fiecare secvență se realizează o înlănțuire a membrelor superioare și inferioare) efectuată în scopul deplasării corpului înainte. Complexitatea mersului este exprimată și prin numeroasele cercetări teoretice și experimentale legate de analiza acestuia, cât și de multitudinea definițiilor date lui. Gillet [Gil.04] definește mersul uman ca fiind combinarea în timp și spațiu a mișcărilor diferitelor segmente ale corpului ce permite deplasarea corpului în plan orizontal. Ifrim și Iliescu [Ifr.78] definește mersul uman ca fiind o mișcare locomotorie ciclică care se efectuează prin ducerea succesivă a unui picior înaintea celuilalt. Baciu [Bac.77] definește mersul ca fiind mișcarea de locomoție a corpului omenesc care folosește ca mecanism principal mișcarea alternativă și constantă a celor două membre inferioare. În timpul mișcării acestea au pe rând funcția de suport și funcția de propulsor. Radu [Rad.09] definește mersul ca un proces de deplasare a corpului uman care fiind în mișcare este suportat de fiecare membru inferior într-un mod ciclic și alternativ unipodal și bipodal. Viel [Vie.00] apreciază mersul uman ca fiind o activitate motrică fundamentală ce necesită un proces dificil de învățare. Lepoutre [Lep.07] consideră că din punct de vedere biomecanic mersul constituie un ansamblu de rotații segmentare ale membrului inferior ce asigură o mișcare de locomoție (translație) a corpului. Pentru realizarea mersului trebuie îndeplinite, după Oliver [Ola.98] și Gillet [Gil.04], următoarele principale cerințe:
în timpul contactului cu solul piciorul este aproape întins;
contactul piciorului cu solul se efectuează cu călcâiul;
menținerea unui echilibru dinamic în timpul diferitelor faze ale mersului;
coordonarea într-un mod instant a condițiilor de propulsie ale corpului în raport cu condițiile de mediu. În acest sens, Baciu [Bac.77] arată că pentru realizarea mersului trebuie ca forțele interne Fint ale corpului să învingă rezultanta R a forțelor externe, ce acționează asupra centrului de greutate a corpului, formată din: gravitatea G care trage în jos corpul și rezistența aerului Faer (Fig. 4.31) care se opune mersului. Alături de rezultanta R acționează și aderența solului;
postura bipedă în picioare.
Fig. 4.31. Structura forțelor ce acționează în timpul mersului asupra centrului de greutate a corpului: Fint- rezultanta forțelor interne; R-rezultanta forțelor exterioare; Cgr- centrul de greutate a corpului; Faer- forța de rezistență a aerului, după [Bac.77].
Mersul poate fi realizat în două modalități [Hel.05], [Bac.77]: – mersul static în timpul căruia se menține permanent echilibrul static; – mersul dinamic pe durata căruia apar dezechilibre determinate de mediul exterior, de exemplu teren accidentat. Heliot și Pissord-Gibollet [Hel.05], Dao [Dao.10] evidențiază ca mișcarea mersului poate fi descompusă în cele trei plane de referință: sagital, frontal și orizontal. Mișcarea principală are loc în planul sagital iar alte mișcări precum mișcarea bazinului sau poziția piciorului apar la nivelul celorlalte două planuri.
4.5.3 Fazele mersului
Mersul are ca unitate funcțională de mișcare pasul dublu. Acesta este compus din ansamblul mișcărilor ce se efectuează între două sprijiniri succesive ale aceluiași picior [Ifr.78]. Fizic este reprezentat de distanța dintre punctul de contact cu solul al călcâiului unui picior și punctul de contact următor al aceluiași picior [Rad.09], măsurată în lungul axei antero-posterior [Oli.08]. Convențional se consideră ca element de referință ciclul de mers al membrului inferior drept [Lep.07]. Pasul dublu este format din doi pași simpli succesivi. Un pas simplu este exprimat prin distanța dintre punctul de contact cu solul al unui picior și punctul de contact al celuilalt picior în timpul sprijinului bilateral. Ciclul de mers este descris de faze de mișcare care se înlănțuiesc și se repetă [Lav.07], [Bac.77].
Fig. 4.32. Reprezentarea ciclului mersului, după [Vie.00].
În literatura din domeniu, Perry [Per.92], Radu [Rad.09], Faivre [Fai.03], Lepoutre [Lep.07], Olivier [Oli.08], Gasq et al. [Gas.12], Ayyappa [Ayy.97], [Ayy.97.a] Gillet [Gil.04], Dugan și Bhat [Dug.05], Novacheck [Nov.98], Rodgers [Rod.88], Armand [Arm.05], Soutas-Little [Sou.12], Õunpuu [Õun.94], Hayot [Hay.06] este descompus în două faze (perioade) principale (Fig. 4.32 – 4.33):
faza de sprijin aproximativ 60% din ciclu;
faza de balans sau oscilație aproximativ 40% din ciclu; În cursul mersului, aceste două faze alternează în cazul unui picior și se suprapun la cele două picioare [Gil.04], [Sou.12]. Astfel, pe durata în care cele două membre inferioare (drept și stâng) sunt în faza de sprijin se desemnează sprijinul bipodal sau dublu contact [Arm.05], iar în cazul în care unul din membru este în sprijin iar celălalt în faza de balans se desemnează sprijinul unipodal.
Fig. 4.33. Reprezentarea ciclului mersului, după [Whi.02].
Faza de sprijin este perioada în care piciorul este în contact cu solul. Este compusă, conform figurii 4.32 din trei părți: două faze de dublu sprijin (contact) situate la începutul și sfârșitul fazei de sprijin și între care se află o perioadă de sprijin unipodal. În perioada dublului sprijin, ambele picioare sunt în contact cu solul exprimat prin: un contact final al degetelor în momentul în care piciorul părăsește solul și respectiv o abordare a solului de către o porțiune redusă a călcâiului piciorului.
Faza de oscilație este perioada de timp în care același picior nu mai este în contact cu solul fiind balansat în scopul inițierii următorului contact cu solul. Astfel spus [Gil.04], faza de balans începe în momentul în care piciorul, care este în sprijin, părăsește solul și devine picior în balans (oscilant). În această perioadă sprijinul este unipodal.
Tabelul 4.3. Repartizarea fazelor în cadrul ciclului mersului.
Fig. 4.34 Reprezentarea poziției plantei în timpul mersului: I – amortizarea; II – momentul verticalei piciorului; III – impulsia; IV – pasul posterior; V – momentul verticaln piciorului oscilant; VI – pasul anterior, după [Ifr.78], [Lep.07].
În literatura din domeniu, ciclul de mers este împărțit în mai multe subfaze (Tabelul 4.3) iar caracteristicile acestora sunt prezentate în lucrările citate. Este interesantă reprezentarea făcută de Ifrim și Iliescu [Ifr.78] pasului dublu, format din șase faze (Fig. 4.34): faza I sau faza de amortizare; faza II – a sau momentul verticalei piciorului de sprijin; faza III – a sau faza de impulsie; faza IV – a sau pasul posterior; faza V – a sau momentul verticalei piciorului oscilant; faza VI – a sau pasul anterior al piciorului oscilant.
4.5.4 Parametrii mersului
În scopul evaluării mersului trebuie parcurse trei faze [Fai.03]:
faza de observare directă realizată de observatori experimentali. Observarea poate fi efectuată global, relativ sau direcționată;
faza de descriere în care sunt prezentate date obținute prin cronometrare, vizualizare video etc.;
faza de analiză biomecanică ce cuprinde mai mulți parametrii [Fai.03], [Oli.08], [Lep.07], [Gil.04]: parametrii spațio-temporali; parametrii cinematici; parametrii dinamici; parametrii energetici etc.
4.5.5 Parametrii spațio-temporali
Ciclul de mers este descris în termeni de spațiu și durată [Ded.11]. În cazul locomoției bipede, parametrii spațio-temporali ai mersului sunt în mod curent analizați deoarece caracterizează în mod global mersul. Cei mai principali parametrii sunt [Rad.09], [Oli.08], [Fai.03]: lungimea pasului, lățimea pasului, frecvența pasului și urma plantei pe sol.
Fig. 4.35. Parametrii spațiali ai mersului în line dreaptă, după [Oli.08]
Lungimea pasului simplu este dependența de lungime a membrelor inferioare și de acțiunea de impulsie, în medie este de 0,63 m la bărbați și de 0,5 m la femei. Descrierea pasului trebuie raportată la mersul în linie dreaptă (Fig. 4.35) cât și la mersul în curbă (Fig. 4.36). Lățimea pasului este definită ca fiind distanța mediolaterală dintre un punct al piciorului stâng și același punct de pe piciorul drept măsurată între călcâie la o viteză medie (Fig. 4.35 și Fig. 4.36). Cadența sau frecvența reprezintă numărul de pași făcuți într-un minut. Talia, sexul și vârsta subiectului influențează frecvența, fiind accelerată la persoanele cu talie sub medie. Viteza mersului exprimă deplasarea subiectului în unitatea de timp. Se definește ca fiind produsul dintre lungimea pasului și cadența acestuia. Între viteza de mers și frecvența pasului este o relație curbiliniară fapt ce nu permite obținerea de viteze prin multiple combinați ale lungimii pasului și frecvenței pasului. Urmele plantei pe sol (Fig. 4.35 și Fig. 4.36) evidențiază două caracteristici ale mersului [Rad.09], [Oli.08]: urmele nu se află pe aceeași linie dreaptă fiind depărtate; vârfurile picioarelor sunt ușor depărtate înspre afară. Durata sprijinului bipodal, exprimată în secunde sau în procente din ciclul de mers este definită de durata medie de timp a sprijinului dublu din cadru ciclului de mers. Durata sprijinului unipodal, exprimată în secunde sau în procente din ciclul de mers, este definită de durata medie de timp a sprijinului unipodal a ciclului de mers dreapta sau stânga [Gas.12].
Fig. 4.36. Parametrii spațiali ai locomoției în curbă, după [Oli.08].
4.5.6 Parametrii cinematici
În esență, cinematica mișcării descrie sau cuantifică mișcarea în termeni de oscilații (mici deplasări), viteze, accelerații cât și evoluțiile unghiulare ale diferitelor articulații ale membrelor inferioare antrenate în mișcare [Ded.11].
Analiza biomecanică a mersului a arătat ca mersul constituie o mișcare continuă ce prezintă însă și un ansamblu de oscilații. Astfel, s-a evidențiat că pe durata mersului deplasarea corpului respectiv a centrului lui de greutate a corpului nu este rectilinie iar corpul (centrul de greutate a corpului) execută o serie de oscilații verticale, oscilații laterale, oscilații înainte și înapoi. Ca urmare, în timpul mersului centrul de masă are o traiectorie sinusoidală în planul de înaintare. Oscilațiile verticale se datorează faptului că în timpul mersului trunchiul se sprijină pe un picior ce este extins și vertical când pe ambele picioare orientate oblic. În aceste condiții, în prima fază centrul de masă este ridicat la maxim iar în faza următoare este coborât la cel mai inferior nivel. Oscilațiile laterale sunt consecința necesității menținerii echilibrului corpului pe durata sprijinului unilateral la care baza de susținere a corpului este reprezentată de dimensiunile plantei piciorului de sprijin (Fig. 4.34 I, II și III). Deoarece menținerea echilibrului necesită aducerea verticalei centrului de masă în interiorul bazei de susținere, această cerință se obține printr-o înclinare laterală a bazinului în partea piciorului de sprijin [Ifr.78], astfel centrul de masă oscilează când spre dreapta, când spre stânga, pe piciorul de sprijin. Odată cu înclinarea bazinului este înclinat și trunchiul. Cele două înclinări ale bazinului și trunchiului conferă mersului un aspect ușor legănat. Se reține că oscilația laterală este nulă în timpul mersului bilateral.
Mersul corespunde unei activități musculare, ciclice, coordonate și autonomă [Gas.12] aflată sub conducerea centrilor nervoși corticali. În cadrul acestei activități cea mai mare contribuție o are musculatura membrelor inferioare (Tabelul 4.4) care acționează asupra articulațiilor membrelor: articulația cozo-femurală, articulația genunchiului, articulația gleznei și articulația piciorului. Pe durata ciclului de mers aceste articulații au caracteristici cinematice specifice (Tabelul 4.4) și variația parametrilor cinematici din figura 4.37 și 4.38.
Tabelul 4.4. Activități musculare schematizate, în ciclul de mers ale membrelor inferioare [Bac.77], [Ifr.78].
În momentul actual prin cinematica articulară se măsoară și se calculează deplasările liniare și unghiulare ale segmentelor osoase ale articulației singulare și global a articulațiilor membrului inferior. Calculul cinematic necesită, după Lepoutre [Lep.07], efectuarea modelării anatomiei membrului inferior ce permite exprimarea mișcărilor articulare. În acest scop se efectuează o localizare a centrelor articulațiilor membrului inferior atașându-se fiecărui segment al acestuia un sistem de referință ortogonal de forma de axe (Fig. 4.37). Fiecare sistem este raportat la un sistem de referință fix situat pe sol. În raport cu sistemele de referință menționate sunt evidențiate mișcările în articulațiile membrului inferior. În literatura din domeniu, sunt prezentate mai multe metode pentru calculul cinematicii articulare a membrului inferior.
Tabelul 4.5. Principalele date privind cinematica articulară a membrelor inferioare în plan sagital în timpul mersului, după [Gas.12].
Fig. 4.39. Parametrii cinematici ai mersului normal, după [Lep.07], [Vie.00].
4.5.7 Parametrii cinetici
Prin definiție, cinetica reprezintă studiul forțelor, exterioare și interioare ce generează locomoția [Ded.11], [Fai.03]. Analiza funcționării articulațiilor (șoldului, genunchiului, gleznei și piciorului) are la baza relația fundamentală a dinamicii ce exprimă proporționalitatea ce se stabilesc între forțele și momentele ce intervin în procesul mersului și accelerațiile lineare și unghiulare reprezentate [Ola.98]. Caracteristicile anatomo-funcționale dificile ale articulațiilor exprimate prin menținerea părților mobile în contact cu ajutorul ligamentelor, generarea mișcării prin acțiunea mușchilor etc. au contribuit în ultimii ani la dezvoltarea de procedee non invazive ale mișcării. Acestea permit măsurarea mai multor categorii secundare printre care se evidențiază: deplasarea în spațiu a segmentelor membrului inferior, acțiunea forței de reacție a solului la contactul picior-sol și nivelele de activitate electrică a mușchilor membrului inferior. Forța de reacție a solului pe picior, are un rol însemnat în modelarea membrului inferior folosind metoda dinamici inverse [Rad.09]. Are o reprezentare specifică în cazul fazei de sprijin a mersului (Fig. 4.40). Se remarcă că, în timpul contactului inițial și în timpul punerii în sarcină, magnitudinea componentei normale a forței de reacție a solului crește rapid până la 1,1-1,3 din greutatea corpului iar valoare acesteia fiind dependenta de viteza mersului [Rod.88].
Fig. 4.40. Componenta normală a forței de reacție a solului, Frn pe picior în faza de sprijin a mersului: I, II, III (din figura 4.34), după [Lep.07].
4.6 Biomecanica alergării
4.6.1 Fazele alergării
Alături de mers, alergarea este un mijloc natural de locomoție a corpului omenesc în spațiu. Prezintă următoarele principale caracteristici [Ifr.78], [Sas.06], [Leb.06], [Ton.12]:
este o formă de deplasare ciclică ce permite o deplasare mai rapidă a corpului uman;
ca și la mers, alergarea este determinată de interacțiunea forțelor interne cu forțele externe;
din punct de vedere biomecanic, are loc prin o proiectare aeriană (Fig.4.41) a corpului, în timpul mișcării de translație, realizată consecutiv cu trecerea alternativă (succesivă) a unui membru inferior înaintea celuilalt. Alergătorul are deci un contact periodic cu solul realizat numai pe câte un picior materializată prin faza de sprijin unipodal. Prin urmare, la alergare corpul uman înaintează în mișcarea de translație printr-o succesiune de sărituri numite faze de zbor (înlocuiesc sprijinul bilateral) alternate cu perioade de sprijin unipodal [Lou.12], [Leb.06] [Ifr.78].
a) b) c) d)
Fig. 4.41. Alergarea și fazele componente: amortizare (a), verticalitate (b), impulsie (c), Zbor (d), după [*Bie.12].
Din biomecanica alergării se constată ca cele două membre inferioare, stâng și respectiv drept, îndeplinesc succesiv, două funcții de bază: funcția de sprijin unipodal; funcția de zbor sau oscilare. În aceste condiții, alergarea are două faze sau perioade de bază [Dug.05], [Ifr.78], [Bac.11] (Fig. 4.42):
1. faza de sprijin în care contactul alergătorului cu solul poate avea loc pe (Fig.4.41): călcâi (în general, faza de sprijin începe cu partea exterioară a călcâiului); talpa piciorului; vârfurile degetelor etc.
2. faza de zbor, ce urmează fazei de sprijin, pe durata căreia alergătorul nu are nici un punct de contact cu solul. Sub aspect biomecanic, în acest caz, alergătorul nu poate avea nici o acțiune motrică iar centrul de greutate descrie o traiectorie supusă gravitație: deci asupra traiectoriei nu se poate interveni.
Fig. 4.42. Comparații între fazele ciclului la: a- mers; b- alergare, după [Õun.94].
Perioada de sprijin cuprinde trei faze (subfaze) [Õun.98], [*Bie.12], [*Teh.12], [Bac.77]:
– faza de amortizare sau absorbție în care piciorul exercită asupra solului o forță de presiune oblică motrică orientată înspre înainte și în jos (Fig. 4.43.a) sub forma unei acțiuni cu șoc. Pe durata amortizării, solul la rândul lui exercită asupra corpului alergătorului o forță de reacție (de șoc) orientată în sens invers deplasării. Este evidențiat, Louis [Lou.12], ca echilibrul corpului alergătorului în faza de amortizare este dependent de sensibilitatea specifică a oaselor, mușchilor și tendoanelor membrelor inferioare;
– faza de verticalitate corespunde momentului în care centrul de greutate a corpului se află pe verticala punctului de sprijin a corpului pe sol (Fig. 4.43.b). În această fază este posibilă evaluarea mărimii altitudinii cursei;
Fig. 4.43. Forțe ce acționează la alergare în perioada de sprijin, după [Ifr.78], [Luc.12].
– faza de impulsie sau propulsie, definită drept accelerarea orizontală a centrului de masă [Sas.06], în care alergătorul efectuează o acțiune de presare oblică a solului, orientată spre înapoi și în jos (Fig. 4.43.c). Este faza cea mai importantă în mecanismul alergării deoarece constituie factorul motrice principal în alergare [Ifr.78], [Bac.77]. Pe durata fazei, forța de reacție a solului este îndreptată în sensul deplasării, de jos în sus și din înapoi spre înainte. Prin însumarea forței motrice a corpului cu forța de reacție a solului se obține un moment motor ce permite deplasarea corpului. Din punct de vedere biomecanic, impulsia constituie o fază cu acțiune dinamică în care orice creștere a componentei orizontale a forței de reacție a solului conduce în mod direct la mărirea impulsului corpului. Această caracteristică a impulsiei joacă un rol însemnat asupra studiului eficienței acesteia. Totodată, se menționează ca impulsia este dependența intr-o mare măsura de caracteristica de duritate a suprafeței și de tipul contactului piciorului cu solul, călcâi, talpa sau vârfurile degetelor [Lou.12.a].
În funcție de poziția sprijinului alergătorului în raport cu poziția centrului de greutate al acestuia se disting două categorii de cicluri de alergare [*Ful.12], [*Bie.12]: 1. ciclu în ,,față” atunci când sprijinul este situat înaintea centrului de greutate al alergătorului; 2. ciclu în ,,spate” atunci când sprijinul este situat, în mare parte, înapoia centrului de greutate al alergătorului.
Perioada de zbor cuprinde [*Bie.12], [Õun.98], [Bac.77] trei faze (Fig. 4.43):
– faza fuleului inițial în care corpul este proiectat înainte și în sus datorită forței motrice de impulsie;
– faza poziției mijlocii a fuleului; corespunde înălțimii maxime a traiectoriei corpului;
– faza fuleului terminal în care corpul revine spre sol datorită forțelor gravitaționale ce acționează asupra corpului aflat în zbor.
4.6.2 Parametrii alergării
Ca și în cazul mersului, alergarea poate fi analizată cu ajutorul următorilor categorii de parametrii: 1. parametrii spatio-temporali; 2. parametrii cinematici; 3. parametrii cinetici.
4.6.2.1 Parametrii spațio-temorali
Principalii parametrii spațio-temporali sunt reprezentați, Louis [Lou.12], Dugan și Bhat [Dug.05], Ifrim și Iliescu [Ifr.78] de pasul alergător; pasul alergător dublu; viteza cursei; amplitudinea, cadența, timpul de zbor sau timpul fuleului tf [Maz.12], timpul fazei de sprijin ts, raportul dintre timpul ts și timpul tf . Acești parametrii pot influența, alături de caracteristicile morfologice ale alergătorului, durata ciclului alergării.
Pasul alergător (simplu) constituie unitatea ciclică a alergării. Este constituit din succesiunea fazelor realizate de cele două picioare în timpul alergării, între două contacte succesive, de pe un picior pe celalalt. Aceste acțiuni se materializează spațial printr-o lungime anumită a pasului alergător. În cazul alergării acest pas este, după Ifrim și Iliescu [Ifr.78], mai lung decât în cazul mersului și totodată are o durată de timp mai scurtă. Lungimea pasului alergător este direct dependența de viteza alergării [Bie.07].
Pasul alergător dublu este constituit din succesiunea fazelor realizate de cele două picioare în timpul alergării între două momente identice ale aceluiași picior. Prin urmare el cuprinde două perioade de sprijin și două fuleuri, deci cuprinde doi pași alergători simpli.
Viteza de alergare (viteza orizontală) se definește ca fiind produsul dintre amplitudinea și frecvența (cadența) pasului alergător simplu. Prin urmare orice creștere a vitezei de alergare se realizează prin creșterea pasului alergător simplu urmată de creșterea cadenței alergării [Lou.12.a], [Dug.05], [Õun.94]. Se știe însă că, frecvența în alergare rămâne, în general, aproximativ identică [*Bie.12]. Evaluarea parametrilor spațio-temporali se poate face cu sisteme temporale de măsură, în care se menționează celulele fotoelectrice și senzori fixați pe tălpile picioarelor alergătorului.
4.6.2.2 Parametrii cinematici
Cinematica alergării este influențată de doi principali factori [Bie.07]: 1. caracteristicile și numărul fazelor ciclului de alergare (Fig. 4.41); 2. viteza de alergare.
Lucrări prezentate în domeniul cinematicii și dinamicii mersului și alergării, Farley și Ferris [Far.88], Sasaki și Neptune [Sas.06], Ifrim și Iliescu [Ifr.78], Novacheck [Nov.98], Rodgers [Rod.88], Chai [Cha.03], Õunpuu [Õun.94] prezintă aspecte ce diferențiază (Tab.4.6), sub aspect cinematic și cinetic, cele două mișcări de locomoție: mersul și alergarea.
Tabelul 4.6. Comparație între parametrii cinematici și cinetici ai alergării și mersului, după [Bac.77], [Õun.94].
Din punct de vedere a cinematicii și eficienței alergării, prezintă importanță, teoretică și practică, studiul comportamentului centrului de greutate a corpului cât și a mișcărilor efectuate de componentele membrului inferior în timpul fazei de sprijin și a fuleului. Astfel, s-a evidențiat, Baciu [Bac.77], Blanchi et al. [Bla.12], Louis [Lou.12.a], Dugan și Bhat [Dug.05], ca la alergare centrul de greutate se deplasează sinusoidal în cadrul fazelor de sprijin și de fuleu (Fig. 4.44).
Fig. 4.44. Traiectoria centrului de greutate în faza de sprijin și de fuleu la alergare, după [Lou.12.a].
Se observă că pe durata perioadei de sprijin traiectoria centrului de greutate este concavă (centrul de greutate are tendința de cădere spre înainte, care încetează odată cu transformarea în propulsor a membrului inferior, (Fig. 4.41, c) iar pe perioada fuleului este convexă având o altitudine maximă la mijlocul fuleului. În deplasarea centrului de masă intervin și o serie de mișcări ale membrelor superioare și ale trunchiului (Fig.4.45), ale căror caracteristici sunt descrise în literatura din domeniu, Leboeuf et al [Leb.06], Ifrim și Iliescu [Ifr.78], Baciu [Bac.77].
Fig. 4.45. Contribuții ale masei brațelor la deplasarile centrului global al corpului: la deplasarea transversală (a); la deplasarea longitudinală (b), după [Leb.06].
Fig. 4.46. Parametrii cinematici la alergare în cele trei plane de referință, după [Nov.98].
În timpul alergării, centrul de greutate efectuează deplasării verticale, laterale și transversale determinate de acțiunea următoarelor principale categorii de forțe, Banciu [Bac.77], Blanchi et al [Bla.12]: forța motrică musculară Fint, forța de reacție a solului, forța greutății corpului, frecări la nivelul articulațiilor și a masei musculare a membrului inferior, rezistența aerului (relativ scăzută) și forțe de frecare datorate aderenței solului (nu trebuie confundate cu forța de reacție a sprijinului).
Deoarece echilibrul acțiunii acestor forțe este dependent de viteza de deplasare a alergătorului se modifică și condițiile de deplasare ale centrului de greutate.
Analiza cinematicii alergării are în vedere descrierea mișcărilor spațiale ale bazinului, șoldului, genunchiului, și gleznei în timpul cursei. Proiecțiile acestor mișcări sunt descrise în planele mișcării: coronal, transversal și sagital. În acest sens, în figura 4.46 se prezintă, din Novcheck [Nov.98] mișcările bazinului și șoldului (în cele trei plane ale mișcării) efectuate în timpul alergării. Se observă că în plan coronal mișcarea este semnificativă la nivelul șoldului. O prezentare asemănătoare se întâlnește și la Õunpuu [Õun.94].
4.6.2.3 Parametri cinetici
Ca și în cazul mersului, studiul parametrilor cinetici la alergare este direcționat pe următoarele principale direcții de cercetare:
forța de reacție a solului, componenta orizontală și respectiv;
deplasarea verticală a centrului de greutate a corpului;
rigiditatea membrului inferior.
Forța de reacție a solului la alergare Farley și Ferris [Far.88] are următoarele caracteristici:
reprezentarea grafică are un singur vârf spre deosebire de mers unde sunt prezente două vârfuri. Această particularitate se datorează prezenței unei singure faze de sprijin situație în care nu mai apare subfaza de dublu sprijin, ca la mers;
la începutul fazei de sprijin, piciorul intră în contact cu solul printr-o acțiune cu șoc la urmare, magnitudinea componentei normale a forței de reacție este considerabil mai mare prin comparație cu cea de mers.
Fig. 4.47. Forța de reacțiune a solului ca funcție de timp pentru alergarea subiectului uman [Far.88].
În vederea analizei biomecanice a deplasării centrului de greutate și a rigidității membrului inferior, în timpul alergării, în literatura din domeniu, Mazet [Maz.12], McGowan et al [McG.12], Farley și Ferris [Far.88], Ferris et al [Fer.98], McMaon și Cheng [McM.90], Divert [Div.05], Morinet et al [Mor.05] se utilizează modelul „arc-masă” (Fig. 4.48). Conform acestor lucrări modelul este construit având în vedere următoarele supoziții:
corpul uman având o masă data este considerat ca fiind o structură deformabilă. Acesta permite o dependență liniară între forța ce solicită corpul și deformațiile acestuia;
membrul inferior este asimilat unui resort liniar fără masa teoretică;
în timpul contactului sistemul oscilează vertical și orizontal, în raport cu verticala punctului de contact;
forța maximă de compresiune a arcului este atinsă atunci când masa punctiformă se situează pe verticala punctului de contact;
perioada de oscilație a sistemului „arc-masă” este egală cu suma perioadelor de sprijin și a fuleului;
deplasarea verticală levent a centrului de masă a corpului este determinată de componenta verticală maximă a forței de reacție a solului FsolZ;
Fig. 4.48. Modelul arc-masă – reprezentarea unui alergător (a) și modelul arc – masă (b), ambele pe o suprafață compatibilă, după [Fer.98].
rigiditatea membrului inferior kpic este exprimată prin raportul dintre valoarea maximă a componentei verticale a forței de reacție a solului și variația lungimii L a membrului inferior pe durata fazei de sprijin;
se face distincție între oscilația verticală a centrului de masă a corpului, rigiditatea verticală, kvert și rigiditatea piciorului kpic.
În esență, calculul rigidităților kvert și kpic, efectuat pe baza modelului „arc-masă”, folosește următoarele relații [Maz.12], [Div.05], [Far.98], [McM.90]:
; (4.6)
; (4.7)
; (4.8)
; (4.9)
; (4.10)
, (4.11)
în care: L prezintă lungimea membrului inferior; Δz deplasarea verticala a centrului de masă; ΔL este variația lungimi membrului inferior; m este masa corpului; ts, timpul de contact în faza de sprijin; tf timpul fuleului și v- viteza de alergare.
Relațiile de calcul prezentate permit analize ale variabilelor Δz și Δpic calculate și măsurate. Totodată, permit analize ale componentei verticale a forței de reacție a solului în raport și cu deplasările verticale ale centrului de greutate a corpului pe durata fazei de sprijin. Din diagrama 4.47 se observă că la alergare, valoarea componentei normale a forței de reacție a solului este considerabil mai mare decât în cazul mersului (Fig. 4.40).
4.7 Biomecanica alergării și sprintului la amputații de gambă cu proteze sportive
4.7.1 Caracteristici
Amputația transtibială sau amputația la nivelul gambei este o intervenție chirurgicală prin care se îndepărtează, sub genunchi, o porțiune din gambă la unul sau la ambele membre inferioare.
În cazul amputației transtibiale standard, nivelul de elecție al amputației este de 12-19 cm (Fig. 4.49). Porțiunea de gambă rămasă după amputare poartă denumirea de bont de amputație. Prin amputare, pacientul nu mai are, o parte din tibie și peroneu, piciorul și glezna iar mușchii gambei, grupați în jurul tibiei și peroneului sunt secționați în dreptul secțiunii de amputație. La fel și ligamentele. Mușchii secționați sunt constituiți din grupul extensor, grupul flexor și grupul reprezentat de lungul și scurtul peronier. Persoana amputată transtibial poate să-și continue activitățile diverse, de la locul de muncă, de acasă, din domeniul sportiv etc. dacă apelează la o proteză. Evident că aceasta nu se ridică la nivelul de funcționalitate și estetică precum membrul inferior biologic [Bau.12], [Bes.12], [Bul.12].
Fig. 4.49. Amputația transtibială, după [Leb.13].
În domeniul protezării membrelor inferioare, amputate transtibial, se pot utiliza [Voi.12]: proteze cu o construcție simplă (proteză Sach, proteză All Terrain Foot etc.), proteze cu înmagazinare și eliberare de energie, proteze cu reglarea unghiului dintre talpa și tijă, proteze bionice.
Fig. 4.50. Competitie sportive – alergare: sportivi normal biologic (a), sportiv protezat la ambele membre inferioare (b), după [*Lep.13].
Fig. 4.51. Proteza Flex-foot Cheetah: proteza prinsa pe picior (a);. proteza cu conector laminat (b); proteza cu conector pilon (c), după [*Lep.13].
Inovarea tehnologică din domeniul biomaterialelor și a biomecanicii are ca efect și construcția de proteze sportive pentru amputații transtibiali sportivi din domeniul atletismului: alergare și sprint [Pri.12], [Bid.09] (Fig. 4.50): sport prothesis feet, Springlite sprinter [*Pro.08],, Flex-Foot Cheetah (With Lamination connector and with pzlon connector), Flex-SprintTM [*Oss.13] Flex-RunTM. Piața mondială este dominată de protezele Flex- Sprint, Flex-Foot Cheetah și C- Sprint.
Fig. 4.52. The different sprint foot designs: cheetah (Össur) (a) ; flex-sprint (Össur) (b); flex-run (Össur) (c); sprinter (Otto Back) (d); sprint (Otto Back) (d), după [Nol.08].
O astfel de proteză este formată din următoarele componente [*Cop.13], [*Laj.13] (Fig. 4.51): priza sau manșonul de încastrare, manșonul intermediar și piciorul protetic. Aceasta, din urmă, este reprezentat de o lamelă elastică ce are o formă, în general similară, variantelor constructive prezentate de firme din domeniu (Fig. 4.52) [*Des.13]. Lamelele sau piciorul protetic, sau dinamic [Pai.04] sunt confecționate din fibre de carbon, fibre de carbon cu aramidă și fibre de sticlă [Pai.04], [*Öss.13]. Ele au grosimea aproximativ de 7 mm. Prezența prizei de încastrare și a manșonului intermediar conferă protezei un surplus de confort alergătorului. Astfel, se obține o mărire a duratei de antrenament a sportivului. Aceste proteze au o serie de caracteristici [Not.13], [*Com.13] precum: nu produc energie ci numai o transmit; spre deosebire de membrul inferior biologic, proteza nu obosește; permite participarea sportivilor la concursuri de alergare în condiții asemănătoare sportivilor neamputați; în comparație cu picioarele biologice, protezele sunt în general mai ușoare; la faza de plecare din startul alergării proteza nu asigură performanța întâlnită la alergătorii valizi.
4.7.2 Comportamentul protezei sportive
Alergarea în cazul sportivului (persoanei) cu proteză transtibială, are aceleași faze (Fig. 4.53) ca și la alergarea persoanelor neamputate (Fig. 4.42): faza de sprijin și respectiv fuleul sau faza de zbor (Fig. 4.53).
Piciorul protetic sau piciorul dinamic [Pai.04], [Man.13], [Man.12], [Mcp.12], [*Cmm.13], [*Cli.13] ține locul segmentului „tibie-peroneu” și piciorului. Prin urmare el trebuie sa preia funcția locomotorie a acestor elemente anatomice îndepărtate prin amputarea piciorului.
În faza de sprijin a alergării, lamela elastică se comportă în modul următor [*Fon.13] (Fig. 4.54):
în faza de amortizare se contractă cu o valoare determinată de caracteristicile elastice ale piciorului protetic în funcție de greutatea corpului (Fig. 4.54, a);
din faza de verticalitate începe un proces de „deplasare” a energiei acumulate către vârful lamelei elastice (Fig. 4.54, b);
faza de impulsie în care energia este acumulată la vârful lamelei. În această fază singura energie generată la alergătorul invalid este cea produsă de mușchii fesieri de la nivelul șoldului. Aceasta mușchi trebuie să producă o energie de două ori mai mare decât la alergătorul valid. Faza se finalizează prin propulsarea înainte a corpului alergătorului.
Fig. 4.53. Reprezentare a ciclului alergarii (sprintului) la alergatorii cu proteze transtibiale, Flex-Foot-Cheetah: fazele alergării (a); reacțiunea verticală a solului (b); reacțiunea orizontală a solului (c), după [Wey.09], [Wey.10].
Fig. 4.54. Mecanismul de înmagazinare și eliberarea energiei în timpul sprijinului la alergare, [*Com.13].
4.7.3 Parametrii cinematici
În cazul proiectării unei proteze pentru membrul inferior (proteză transtibială) se urmăresc următoarele caracteristici corespunzătoare mersului sau alergării efectuată de o persoană validă [Das.09], [Dru.11], [Gai.02], [Ham.10], [Ham.11], [*Thb.13]:
returnarea energiei generată în faza de sprijin;
mișcarea de flexie dorsală (dorsiflexion);
torsiunea gleznei;
energia și inversia piciorului, efectuate [*Ari.13] în jurul unui ax cu oblicitate triplă: sus-jos; antero-posterior; medial-lateral;
absorbiția în momentul contactului cu solul.
a) b)
c)
Fig. 4.55. Momentele externe în articulați la gleznă, genunchi și șold în timpul fazei de sprijin la alergare la alergatori amputați transtibiali la ambele picioare: momentul de dorsiflexie externă – flexie plantară în articulația gleznei (a), momentele de extensie – flexie în articulația genunchiului (b); momentele de extensie – flexie în articulația șoldului (c), după [Brü.08].
În cazul protezelor de tip Flex-Foot Cheetah se au în vedere următoarele particularități [*Com.13], [Wey.10], [*Oss.13]:
proteza nu prezintă un călcâi;
piciorul protetic reproduce, în timpul alergării fazele normale de sprijin și fuleu;
la sfârșitul fazei de sprijin, lamela elastică își reia forma inițială eliberând astfel energia înmagazinată, prin aceasta propulsând corpul înainte.
Aceste caracteristici influențează cinematica și cinetica alergării în cazul persoanelor valide și protezate. Cercetări biomecanice, Brüggemann [Brü.07], [Brü.09], Buckley [Buc.00], Norozi et. al. [Nor.13] au evidențiat diferițe în cinematica mișcării în timpul fazei de sprijin a alergării, la nivelul gleznei (dorso flexie externă-flexie plantară), genunchiului (extensie-flexie) și a șoldului (extensie-flexie). Aceste diferențe sunt prezentate în figura 4.55. cercetări privind forța de reacție transtibial a șoldului (la alergare), Brüggemann [Brü.08], Buckley [Buc.00] au evidențiat că valoarea acesteia este inferioară în cazul alergătorului protezat transtibial comparativ cu cea evidențiată la alergătorul valid.
Capitolul 5
Metode de analiză a comportamentului biomaterialelor compozite epoxidice armate cu fibre de carbon folosite în construcția lamelelor protetice în formă de „J”
5.1 Caracteristici de producție ale lamelelor „J”
Lamelele „J” sunt construite din materiale compozite epoxidice armate cu fibre de carbon. În momentul actual forma constructivă a acestor lamele constituie o noutate tehnologică în domeniul protezelor sportive pentru amputații transtibiale. De aici și puținele informații publicate legate de tehnologia de fabricație cât și de testare a caracteristicilor de materiale în condițiile folosirii în construcția lamelelor. În literatura din domeniu protezelor protetice pentru amputații transtibiali se precizează în schimb că lamela protetică „J” are o construcție personalizată alergătorului amputat.
Astfel, caracteristicile constructive-funcționale ale lamelei, între care caracteristica funcțională – flexibilitatea lamelei sunt determinate în funcție de proprietățile mecanice ale fibrei de carbon (Anexa 2) de greutatea alergătorului, forța musculară dezvoltată în alergare și de tipul protezării: la un picior; la ambele picioare [Pai.04], [Man.12]. În cercetarea de față, s-a proiectat varianta constructivă a lamelei, prezentată în figura 5.1. Ea este folosită pentru protezarea persoanelor amputate transtibial ce au o greutate de maxim 50 Kg. Varianta prezentată este construită în următoarea gamă de grosime a stratificatului în gama: 4-8 mm.
Lamelele „J” pot fi executate în două variante constructive:
monobloc;
sub formă de stratificat.
Fabricarea compozitului carbon fibre/epoxy resin urmărește următoarele obiective [Pet.98], [Pai.04], [Rou.05], [*Gui.12], [*Les.13], [*Pre.13]:
contribuția fibrei de carbon: proprietățile mecanice ale fibrei, volumul de fibră, orientarea fibrei în compozit;
reducerea tensiunilor interne corelată cu proprietățile interfeței fibră-rășină;
greutatea cât mai mică;
cost minim.
Aceste obiective corelate cu dimensiunea și configurația lamelei, sculelor de fabricare și metoda de fabricare.
În aceste condiții, se recomandă fabricarea lamelelor „J” prin două procedee de fabricație [*Glo.06], [Lec.99], [*Fab.13], [Șer.96], [Man.86], [Nis.80], [Das.09]:
turnarea prin injecție prin procedeul RTM (Resin Transfer Molding);
execuția stratificatului din lamele preimpregnate supuse unui proces de polimerizare.
Fig. 5.5.1. Varianta constructivă a lamelei protetice „J”.
Alegerea metodei de fabricare RTM cât și de realizare a pre-impreg este, justificată din punct de vedere comparativ cu alte procese de fabricare, de raportul performanță-volum de producție (Fig. 5.2). Utilizarea preimpregnatului în fabricarea picioarelor protetice și în general a protezelor transtibiale este în momentul de față justificată de o serie de avantaje în raport cu procedeele clasice de realizare a materialelor compozite inclusiv cu procedeul RTM, [Kla.95]. Tehnica de realizare a preimpregnatului constă în impregnarea unei țesătură din fibră de carbon cu rășină epoxy după care preimpregnatul obținut este adus într-o stare de polimerizare parțială [Nis.80], [*Hex.13], [Eit.13. Formarea finală se obține, în mod obșinuit în autoclavă sau cu sac sub vid. Durata de polimerizare a preimpregnatului poate fi rapidă, pentru piese subțiri sau lente pentru piese mari și groase [*Hex.13], [Das.08].
Fig. 5.2. Locul tehnologiei ,, prepreg” în comparație cu alte procese de fabricație, după [*Hex.13].
În construcția startificatului se folosesc două tipuri de țesături:
țesătura unidirecțională (Fig. 5.3. a);
țesătură cu așa numita legătură diagonală la care firele de urzeală și cele de bătătură sunt întrețesute programat sub aspectul ordinii și frecvenței pentru un aspect de diagonală (Fig.5.3. b).
În acest fel, o față a țesăturii prezintă o aparență de fire de urzeală iar fața opusă apare ca și cum ar fi constituită în principal din fire de bătătură [Teo.07], [Roș.10].
În cazul în care se urmărește calculul structurii stratificatului alcatuit și din lamele cu țesătură în diagonală se poate efectua următoarea echivalare: stratul de grosime h armat cu țesătură în diagonală este echivalat cu două straturi de grosime h/2 armate unidirecțional pe direcția urzelii respectiv a bătături [Vla.08], [Teo.07], [Roș.10] (Fig. 5.4).
În producție se poate determina grosimea teoretică a stratului pre-impreg de fibre de carbon polimerizat utilizându-se relații de calcul [*Gui.03] bazate pe greutatea arealului de fibre de carbon, densitatea fibrelor, fracțiunea volumică a fibrelor, densitatea rășinei, și conținutul în greutate a rășini. Însă în mod obișnuit se realizează stratificatul la grosimea impusă după care se măsoară grosimea acestuia și se împarte la numărul de lamine din care este realizat. Se admite o variație normată a grosimei stratificatului corespunzătoare consumurilor tenologice în procesul de fabricație.
Fig. 5.3: Lamelă compozit preimpregnat pe bază de rășină epoxy armat cu țesătură din fibre de carbon: țesătură unidirecțională (a); țesătură în diagonală (b).
În cercetarea de față s-a urmărit construcția lamei protetice alcătuită din 3, 5 și 7 straturi (lamine). În acest sens s-a realizat următoarele construcți ale stratificatului:
stratificat format din 3 straturi la care stratul central este format din preipregnat unidirecțional învelit de-o parte și alta de un preimpregnat având țesătura în legătură diagonală;
stratificat format din 5 straturi la care trei straturi sunt de preimpregnat unidirecțional învelite pe o parte și alta cu câte un strat preimpregnat cu legătură diagonală;
stratificat format din 7 straturi la care cinci straturi sunt formate din preimpregnate unidirecțional învelite pe o parte și alta cu un preimpregnat cu legătură diagonală.
Stratul preimpregnat are caracterisiticile prezentate în anexa 2. Calitatea preimpregnatului se verifică prin o serie de teste fizice, mecanice și chimice în funcție de starea lui: polimerizat parțial și respectiv polimerizat în stare finală. În acest sens se menționează [Nis.80] testul de gelifiere, vâscozitate, valatilitate, conținutul de rășină (preimpregnat parțial polimerizat) sau volumul de fibre, densitatea compozitului, nivelul de tratament termic etc. (preimpregnat polimerizat final).
Fig. 5.4: Model de echivalare a țesăturii din fibre de carbon tip diagonal cu două straturi de țesături unidirecționale pe direcția urzelei și respective a bătăturii, după [Teo.07].
5.2. Simularea procesului de injecție prin procedeul RTM cu programul Autodesk Moldflow Insight 2012®
5.2.1. Ipoteze generale pentru simulare
Procedeul de injecție prin transfer de rășină, Resin Transfer Molding RTM (Fig. 5.5) este folosit în mod curent sau este “cel mai popular procedeu”, [Ipe.05] de fabricare a materialelor compozite armate cu fibre continue. În esență, procedeul RTM constă în injectarea, la joasă presiune a unei rășini în interiorul unei matrițe în care a fost amplasat în prealabil un material de armare din fibre compactate sub formă de mat sau țesături. Procedeul RTM are următoarele principale faze de lucru [*Fab.13], [Lec.99] (Fig. 5.6):
introducerea materialului de armare într-o matriță încălzită la temperatura dată (a).
Materialul de armare are o construcție geometrică complexă ce poate fi descrisă la trei nivele dimensionale (Fig. 5.7): microscopic, mesoscopic și masoscopic;
Fig. 5.5. Schița procedeului de turnare prin injecție RTM, după [Ipe.05].
impregnarea fibrelor materialului de armare cu rășină, efectuată la joasă presiune și cu viteză mică (b);
polimerizarea completă a matricei compozitului cu menținerea presiunii de injecție (c);
deschiderea matriței și demularea piesei compozite (d).
a) b) c) d)
Fig. 5.6. Etapele procedeului de injecție RTM: introducerea materialului de armare în matriță (a); injectarea rășinei (b); polimerizare (c); demulare (d), după [Lec.99].
Procesul de impregnare a fibrelor materialului de armare este un proces complex și dificil de modelat, în care materialul de armare este asimilat unui mediu poros, Breard [Bre.97], Lecointe [Lec.99], [Lij.03], Greener et al. [Gre.12]. În această abordare, viteza rășinei Vrs este calculată cu ajutorul legii Darcy prin care se stabilește o relație între viteza de injectare și presiunea fluxului rășinei Prs:
(5.1)
în care: este vâscozitatea răținei iar K este tensorul ce caracterizează permabilitatea țesăturii de armare:. (5.2)
în care: x, y definesc planul laminei compozitului (Fig. 5.8) iar h caracterizează grosimea ei.
Fig. 5.7. Descrierea țesăturii de ranforsare din fibre de carbon la nivel: microscopic (a); mesoscopic (b); macroscopic (c), după [Lec.99].
Fig. 5.8. Direcțiile x, y și z ale laminei compozite, după [Ber.12].
Prin considerarea direcțiilor x, y și z ca fiind axele principale ale laminei compozitului se poate scrie tensorul de permeabilitate sub forma:
(5.3)
Fig. 5.9. Impactul simularii procesului de injecție asupra desfășurarii procedeului RTM la realizarea lamelei protetice “J”, după [Lec.99], [Lij.03].
În aceste condiții simularea fluxului rășinei injectate constituie, alături de optimizarea procesului de injecție, proiectarea geometriei piesei compozite etc. (Fig. 5.9)
O componentă chei a procesului de proiectare și fabricare a lamelei protetice J prin procedeul RTM, pornind de la aceste considerente, în secțiunile 5.2.2 și 5.2.3, se dezvoltă o simulare a procesului de fabricare prin injecție a componentei protetice „J” cât și a epruvetelor ce vor fi folosite la măsurarea caracteristicilor mecanice ale acestora.
5.2.2 Simularea procesului de injecție a lamelei „J”
Simularea cu ajutorul metodei elementelor finite ale procesului de fabricare prin injecție a elementului de tip proteză s-a efectuat cu ajutorul programului specializat Moldflow Insight 2012® (Autodesk) în următoarele condiții:
procesul de injecție a fost selectat ca fiind de tip RTM;
au fost impuse 1 și/sau 2 locații pentru injecția de material pentru elementul de protezare, dat fiind dimensiunile nominale ale acestuia și pentru adaptibilitatea la configurații diferite de mașini de formare prin injecție;
în prima fază, materialul a fost ales ca fiind un material compozit polimer armat cu fibre din carbon în procent volumic de 50% , de proveniență Acadia Polymers, cu denumirea tehnică de Krynac, având proprietățile de material specificate în Anexa 3;
setările pentru discretizarea cu elemente finite ale elementului au fost următoarele: tip – dual domain, elemente de tip triunghi – fiind generate 1048 elemente și 522 noduri;
valorile specifice procesului de injecție: temperatura la suprafața matriței – 170° C, temperatura de topire a rășinii polimere – 135° C, timpul nominal de injecție – 4 s, presiunea maximă de injecție a mașinii – 180 Mpa.
Optimizarea procesului prin DOE (en. DOE – design of experiments) s-a derulat utilizând metoda Taguchi, în vederea identificării variabilelor de proces (ex. timpul nominal de injecție, timpul necesar polimerizării, etc.) și de design asupra procesului de injecție în baza unor criterii de calitate (ex. temperatura la finalul procesului de injecție, forța de prindere, presiunea de injecție, etc.). În urma simulărilor cu ajutorul metodei elementelor finite ale procesului de injecție pentru elementul de tip proteză au rezultat următoarele informații cu privire la:
timpul necesar finalizării procesului de injecție;
viteza medie de curgere a materialului;
prezența și distribuția golurilor de aer;
forța de prindere;
orientarea elementelor constitutive la suprafața și în interiorul elementului;
distribuția câmpului deformațiilor în interiorul elementului;
variația câmpurilor de presiune în timpul și după finalizarea procesului de injecție.
În figurile 5.10 la 5.14 au fost reprezentate o parte dintre rezultatele obținute în urma simulărilor cu ajutorul metodei elementelor finite ale procesului de injecție pentru elementul de tip proteză analizat, utilizând una sau două locații de injecție.
Fig. 5.10. Configurația discretizată cu ajutorul FEM pentru cele două situații.
Așa cum se observă din figura 5.11, timpii necesari derulării și finalizării procesului de injecție pentru ambele situații, și anume 1 respectiv 2 locații de injecție, sunt similari și evidențiază faptul că procesul poate fi derulat în condiții optime indiferent de numărul locațiilor de injecție. Dimensiunea elementului tip orteză nu pare să influențeze timpii necesari injecției de material compozit. În cazul în care se utilizează două locații pentru injecție de material se poate observa faptul că zona de curbură a elementului tip orteză reprezintă o zonă sensibilă care necesită o atenție deosebită, în special datorită influenței pe care o are și asupra altor parametrii de proces.
Fig. 5.11. Variația timpilor alocați finalizării procesului de injecție pentru cele două situații.
Fig. 5.12. Variația câmpului de temperaturi la finalul procesului de injecție.
Fig. 5.13. Variația presiunii la finalizarea procesului de injecție.
Fig. 5.14. Variația câmpului tensiunilor de forfecare la suprafața elementelor.
În ceea ce privește distribuția de temperatură la finalul procesului de injecție (vezi Fig. 5.12) se pot identifica similarități cu cele menționate anterior, temperaturile maxime de proces atingând valori apropiate, de 154,6 °C, respectiv 152,7 °C pentru 1 sau 2 locații de injecție și în acest caz, zona din apropierea curburii elementului furnizează aceleași sensibilitatea față de procedeul de injecție.
În ceea ce privește distribuția de presiune la finalul procesului de injecție, se poate constata apariția unor valori cu un ordin de mărime de 2 ori mai mare pentru procesul de injecție care implică o singură locație, comparativ cu celălalt caz. Astfel, valoarea maximă a presiunii la finalul procesului este de 60,25 MPa pentru cazul cu o singură locație de injecție comparativ cu 27,71 MPa cât se obține în cel de-al doilea caz (Fig. 5.13). Spre deosebire de estimarea parametrilor de proces din cazurile anterioare, zona de curbură nu generează valori extreme ale presiunii, aceasta fiind relativ mică pentru situația care implică 2 locații de injecție.
În figura 5.14 se poate observa faptul că au fost obținute aproximativ aceleași variații ale câmpului tensiunilor de forfecare pentru ambele cazuri analizate, valorile maxime obținute fiind de 1,012 MPa, respectiv 1,073 MPa pentru 1 și 2 locații de injecție.
În urma analizei de tip DOE utilizând metoda Taguchi, pentru cele două variabile selectate – temperatura de topire a materialului compozit, respectiv timpul necesar polimerizării materialului polimer al matricei compozitului, s-a constatat faptul că acestea prezintă similitudini în raport cu parametrii de proces selectați ca și criterii de calitate pentru analiză – distribuția de temperatură în timpul și la finalizarea procesului de injecție, forța de închidere a matriței, respectiv presiunea de injecție iar temperatura topire a materialului fiind singura care influențează parametrii de calitate selectați. În acest context se poate derula o analiză DOE care să faciliteze identificarea variabilelor care influențează cel mai mult calitatea produsului rezultat prin injecție, urmată de utilizarea răspunsului acestei variabile pentru determinarea sensitivității acestor variabile asupra calității elementului de protezare obținut prin injecție.
5.2.3 Simularea procesului de injecție a epruvetei
Simularea cu ajutorul metodei elementelor finite ale procesului de fabricare prin injecție a epruvetelor standardizate de tip Iosipescu (en. bone shape) s-a efectuat cu ajutorul programului specializat Autodesk Moldflow Insight 2012® în următoarele condiții:
procesul de injecție a fost selectat ca fiind de tip RTM;
au fost impuse 1 și/sau 2 locații pentru injecția de material;
materialul selectat este unul comercial de la Acadia Polymers, cu denumirea tehnică de Krynac, având proprietățile de material specificate Anexa 3;
setările pentru discretizarea cu elemente finite ale elementului au fost următoarele: tip – dual domain, elemente de tip triunghi – fiind generate 636 elemente și 320 noduri, fără a genera o corecție ulterioară a volumului discretizat;
valorile specifice procesului de injecție: temperatura la suprafața matriței – 170° C, temperatura de topire a rășinii polimere – 135° C, timpul nominal de injecție – 4 s, presiunea maximă de injecție a mașinii – 180 MPa;
optimizarea procesului prin DOE (design of experiments) s-a derulat utilizând metoda Taguchi, în vederea identificării variabilelor de proces (ex. timpul nominal de injecție, timpul necesar polimerizării, lungimea elementului de armare, etc.) și de design asupra procesului de injecție în baza unor criterii de calitate (ex. temperatura la finalul procesului de injecție, forța de prindere, presiunea de injecție, etc.).
În urma simulărilor cu ajutorul metodei elementelor finite ale procesului de injecție în cazul epruvetelor standardizate de tip Iosipescu au rezultat următoarele informații cu privire la:
timpul necesar finalizării procesului de injecție;
viteza medie de curgere a materialului;
prezența și distribuția golurilor de aer;
forța de prindere;
orientarea elementelor constitutive la suprafața și în interiorul elementului;
distribuția câmpului deformațiilor în interiorul elementului;
variația câmpurilor de presiune în timpul și după finalizarea procesului de injecție.
În figurile 5.15 – 5.19 au fost reprezentate o parte dintre rezultatele obținute în urma simulărilor cu ajutorul metodei elementelor finite ale procesului de injecție pentru epruveta standardizată analizată, utilizând una sau două locații de injecție.
Fig. 5.15. Configurația discretizată cu ajutorul FEM pentru cele două situații.
Așa cum se observă din figura 5.16, timpii necesari derulării și finalizării procesului de injecție pentru ambele situații (1 respectiv, 2 locații de injecție), sunt aproximativi aceeași și evidențiază faptul că procesul poate fi derulat în condiții optime indiferent de numărul locațiilor de injecție. Se cunoaște faptul că zona centrală (zonă funcțională sau între repere) a epruvetei standardizate constituie zona sensibilă a elementului și, prin urmare, necesită o atenție deosebită.
Fig. 5.16. Variația timpilor alocați finalizării procesului de injecție pentru cele două situații.
Fig. 5.17. Variația câmpului de temperaturi la finalul procesului de injecție.
Fig. 5.18. Variația presiunii la finalizarea procesului de injecție.
Din figura 5.17 se poate observa faptul că temperatura maximă dezvoltată în cele două situații analizate este aproximativ aceeași, de 156,7°C pentru o singură locație de injecție, respectiv de 156,2°C pentru două locații de injecție, cu deosebirea că distribuția câmpului de temperaturi din volumul materialului epruvetelor diferă de la un caz la celălalt.
Fig. 5.19. Variația câmpului tensiunilor de forfecare la suprafața epruvetelor.
În ceea ce privește presiunea dezvoltată în interiorul epruvetelor, se poate constata o diferență în ordinul de mărime pentru cele două cazuri analizate (Fig.5.18), astfel că pentru o singură locație de injecție valoarea acesteia (18,07 MPa) este aproximativ dublul valorii înregistrate pentru cel de-al doilea caz (7,409 MPa). și pentru acest parametru de proces, se poate evidenția discrepanțele rezultate ca urmare a numărului de locații de injecție utilizate ceea ce rezultă într-o distribuție diferită în modelul epruvetei.
Câmpul tensiunilor de forfecare la suprafața epruvetelor prezintă similitudini în ceea ce privește distribuția acestora, valorile maxime rezultând ca fiind aproximativ aceleași (Fig.5.19). și în acest caz se poate observa faptul că în zona centrală apare o mică discrepanță în ceea ce privește variația acestui parametru de proces.
În urma analizei de tip DOE utilizând metoda Taguchi, pentru cele trei variabile selectate – temperatura de topire a materialului compozit, timpul necesar polimerizării materialului injectat, respectiv lungimea elementului de armare, s-au constatat diferențe în ceea ce privește modul acestora de influență asupra parametrilor de proces selectați ca și criterii de calitate pentru analiză – distribuția de temperatură în timpul și la finalizarea procesului de injecție, forța de închidere a matriței, respectiv presiunea de injecție.
În tabelul 5.1 sunt furnizate valorile obținute în urma analizei DOE pentru ambele situații simulate. Valorile rezultate evidențiază faptul că numărul locațiilor de injecție constituie la rândul acestuia o sursă suplimentară de variație pentru mărimile de proces care sunt influențate de parametrii de proces selectați.
Diferențele înregistrate nu sunt semnificative dar acestea contribuie la identificare tuturor factorilor de influență asupra procesului de injecție în sine dar și asupra calității materialului pentru epruveta rezultată.
Tabelul 5.1. Rezultate analiză DOE pentru epruvete standardizate.
5.3 Studiul teoretic al comportamentului stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon
5.3.1 Ipoteze generale asupra compozitelor stratificate armate cu fibre de carbon
Prin definiție, Berthelat [Ber.12], Alămareanu și Chiriță [Ală.97], Vlase et al [Vla.08], materialul compozit constituie o combinație de materiale, alăturate, nemiscibile. În practică se folosesc o serie de criterii după care se clasifică materialele compozite. În acest sens, din punct de vedere constructiv, al elementelor constituiente cât și a modului de aranjare a acestora se disting: materiale compozite cu fibre ce pot fi lungi, scurte sau hibride, plasate într-un alt material numit matrice, care poate fi polimerică, ceramică sau metalică; materiale compozite stratificate; materiale compozite cu partiule dispersate etc. Materialele compozite cu matrice polimerică sunt cunoscute și sub denumirea de compozite polimerice (sau plastice) armate cu fibră. În această categorie se încadrează și compozitele cu matrice epoxi armate cu fibră de carbon.
Fig. 5.20. Construcția stratificatului: lamine (a); stratificat (b); sistem de referință aparținând stratificatului (c); unghiul de inclinare a laminei (); lungimea stratificatului (L); grosimea statificatului (h), după [Ber.12].
Materialele compozite armate cu fibre sunt constituite Alămareanu și Chirită [Ală.97], [Ber.12], [Mor.97] din două sau mai multe straturi, numite lamine, lipite între ele (Fig. 5.20). Un grup de lamine este format din mai multe lamine succesive ce au aceeași orientare a fibrelor. Un stratificat este definit prin numărul de straturi, lamine, ce intră în componența lui și prin unghiul de înclinare a fibrelor α. Acesta indică orientarea fibrelor în lamină în raport cu axa Ox a sistemului de referință Oxyz ce aparține stratificatului (Fig. 5.18). Axele sistemului Oxyz au următoarele reprezentări: axele Ox și Oy sunt conținute în planul mediu a stratificatului; axa Oz este perpendiculară pe planul stratificatului.
Pentru a defini construcția stratificatului privind așezarea și numărul laminelor cât și a unghiului α se folosește următoarea codificare [Ală.97], [Ber.12], [Nic.11] (Fig. 5.21):
Fig. 5.21. Exemplu de codificare stratificat: [0/90/2/30°/-30°]s sau [0/902/30/-302/902/0], după [Ber.12].
se descrie așezarea (ordinea) laminelor pornind de la fața stratificatului ce este situată la cota z = -h/2 și terminându-se la cota z = h/2;
numărul de lamine cuprinse în grupul de lamine succesive cu aceeași orientare este indicat cu un indice;
separarea laminelor diferite sau a grupurilor de lamine se codifică cu o virgulă sau o bară înclinată;
laminatele alăturate având unghiuri α egale și de semne opuse sunt codificate cu notația ±;
codificările prezentate mai sus sunt descrise între paranteze drepte […]s, indicele s evidențiază simetria construcției stratificatului, de tip oglindă față de planul Oxyz: dacă laminele identice ca tip și orientare a fibrelor sunt așezate simetric de o parte sau alta a planului xOy.
5.3.2 Comportamentul elastic al laminei si stratificatului
O lamină are următoarele caracteristici [Ber.12], [Vla.08], [Mor.07]: este omogenă și ortotropă, liniar elastică și nu are tensiuni inițiale. În vederea descrierii stărilor de solicitare ale laminei armate cu țesătură din carbon inserată într-o matrice polimerică epoxidică se definesc, Vlase et al [Vla.08], Teodorescu [Teo.07], Berthelot [Ber.12], Mortensen [Mor.07] două sisteme de axe de coordonate (Fig. 5.22): sistemul de axe de coordonate sau sau numit sistemul local de coordonate al laminei.
Fig. 5.22. Sisteme de coordonate ale laminei: OLTT' (O123) sistemul local de coordonate ce aparține laminei; sistemul de coordonate Oxyz ce aparține stratifictului; hf – grosimea laminei, după [Ber.12].
Are următoarele caracteristici:
axa L (1) este direcționată paralel cu firele și este denumită direcția longitudinală a laminei;
axa T (2) este desfășurată perpendicular pe fibre și se numește direcția transversală a laminei;
axa T' este perpendiculară pe planul L,T (1, 2) și este direcția verticală a laminei.
Se consideră ca are o valoare pozitivă atunci când măsurat în sens trigonometric direcția pozitivă a axei L(1) se suprapune peste direcția pozitivă a axei x conform reprezentării din figura 5.22. Comportamentul mecanic al laminei compozite pe bază de rășină epoxi cu țesătura din fibre de carbon poate fi caracterizat complet cu ajutorul următorilor parametrii masurați într-o stare simplă de eforturi și deformații [Vla.07], [Teo.07], [Ber.12]:
modulul Young EL sau E1 și coeficientul Poisson sau , măsurați în încercări de tracțiune longitudinală (în direcție paralelă cu fibrele);
modulul Young sau și coeficienții Poisson sau și sau măsurați în încercări de tracțiune transversală ( în direcție transversală cu fibrele);
modulii de forfecare sau și sau G12 măsurați în încercări la forfecare longitudinal și respectiv transversal;
modulul de compresiune hidrostatică KL măsurat într-o încercare de compresiune hidrostatică laterală sau deformație longitudinală.
Fig. 5.23. Starea plană de solicitare a laminei UD: solicitare combinată longitudinal și tangențial (a); solicitare combinată transversal și tangențial (b); solicitare combinată longitudinal și transversal (c); alungirile și lunecarea laminei în stare de solicitare combinată longitudinal, transversal și tangențial (d), după [Sod.98], [Teo.07].
În cazul în care sarcinile exterioare acționează pe direcțiile sistemului local de coordonate și pentru o stare plană de tensiune (Fig. 5.23), legea de elasticitate a laminei rezultă din suprapunerea acțiunii solicitărilor și . Poate fi scrisă analitic sub forma [Teo.07]:
. (5.4)
Expresia 5.4 poate fi scrisa și sub forma matricială cu ajutorul matricei complianțelor [C] [Vla.08]. Totodată, tensiunile și, respectiv, pof fi scrise în funcție de alungiri și lunecări [Teo.07].
O situație întâlnită curent în practică apare atunci când sarcinile exterioare acționează pe direcțiile axelor sistemului global de coordonate ale laminei Oxzy: și (Fig. 5.24).
Fig. 5.24. Starea plană de solicitare a laminei compozite când sistemul local O123 nu coincide cu sistemul global Oxyz, după [Vla.08], [Teo.07].
Se observă că, direcțiile de solicitare nu coincid cu direcțiile sistemului local de coordonate ale laminei (123). În această situație, alungirile laminei compozite, aflată în stare plană de tensiune, pot fi exprimate analitic în funcție de tensiunile și și componentele transformate ale matricei complianțelor Cij utilizând formula [Vla.08], [Teo.07]:
, (5.5)
În vederea determinarii componentelor cij se folosește formula [Vla.08], [Teo.07], [Roș.10]:
, (5.6)
, (5.7)
, (5.8)
, (5.9)
, (5.10)
. (5.11)
Tensiunile laminei compozite pot fi exprimate și în funcție de alungirile și [Vla.08]:
(5.12)
în care rij desemnează componentele transformate ale matricei rigidității ce se exprimă în funcție de parametrii: EL, ET, υTL, GLT unghiul de înclinare a fibrelor α. Componentele rij se determină cu relațiile [Vla.08]:
, (5.13)
, (5.14)
, (5.15)
, (5.16)
, (5.17)
, (5.18)
Din schema de solicitare (Fig. 5.25) a stratificatului, alcătuit din K (K = 1-N) lamine ce au unghiurile de înclinare α1, α2,…,αN se poate determină legea de elasticitate a acestuia folosind formula:
(5.19)
Fig. 5.25. Schema de solicitare plană a stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon, după [Vla.08], [Teo.07].
Berthelot [Ber.12] prezintă diagrame ale parametrilor și (care este analog coeficientui Poisson, ce leagă deformarea la forfecare de deformarea εxx conform direcției x) (Fig.5.26).
La calculul tensiunilor ce definiesc comportamentul la elasticitate a stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon, trebuie avut în vedere două principale cerințe: laminele compozite sunt aderente una față de celălaltă; întregul compozit cât și laminele componente suportă același deformați într-un punct dat.
Fig. 5.26. Variația modulelor de elasticitate în cazul compozitului epoxi/fibre de carbon în funcție de unghiul de înclinare α,după [Ber.12].
5.3.3. Comportamentul termic a compozitului stratificat epoxi/fibră carbon
Comportamentul termic al materialului compozit poate fi descris cu ajutorul următorilor parametrii: conductivitate termică, coeficientul de dilatare termică și respectiv capacitatea termică. Curtu și Motoc Luca [Cut.09] prezintă modele teoretice pentru predicția coeficienților de dilatare termică a materialelor compozite armate cu fibre unidirecționale. La prezentarea acestor modele, Shapery, Strife-Premo, Chamis, Hopkins-Chamis, Chamberlain, Dong, Geier, Christensen, Hashin, Schneider, Van Fo Fy, Wakashimo și Takahaschi, autori folosesc patru ipoteze de cercetare:
fibrele de armare au o secțiune transversală circulară și sunt infinit lungi;
condiția de continuitate a deplasărilor la interfața fibră-matrice este satisfăcută;
temperatura se distribuie uniform de-a lungul structurii;
se păstrează proprietățile de material a fazelor compozitului față de modificarea de temperatură.
În cazul modelului Schneider se consideră că fibrele de armare longitudinale au o distribuție hexagonală fiind înconjurate de o mantă constituită din matricea compozitului. Schneider [Sch.71] propune calculul coeficienților de dilatare termică, în lungul și perpendicular pe direcția fibrelor (Fig. 5.23) cu ajutorul relațiilor:
, (5.20)
. (5.21)
Dacă fibrele sunt înclinate cu unghiul α (Fig. 5.20) se pot calcula coeficienții de dilatare termică pe direcțiile x și y în funcție de coeficienții αL și αT folosind formula [Roș.10]:
(5.22)
în care αxx este coeficientul de dilatare termică tangențială.
Coeficientul de expansiune CTE descrie modificarea formei (volumului) unui material pe unitatea de temperatură modificată. Se presupune că această variație a coeficietului de expansiune termică este liniară în domeniul regiunilor mici de temperatură. Acest coeficient este întâlnit sub trei reprezentări [Mot.11]: liniar, superficial și respective volumic.
Coeficientul liniar de expansiune termică descrie modificarea relativă a dimensiunii liniare a materialului pentru fiecare modificare de temperatură cu un grad [*Lin.13], [Mil.09]:
, (5.23)
în care: lc reprezintă lungimea compozitului și T este gradată de temperatură.
În cazul compozitelor armate cu fibre lungi coeficientul de expansiune termică se poate determina cu formulele [*Est.13]:
în direcție longitudinală, în lungul fibrei:
, (5.24)
în care αet,c l reprezintă coeficientul de expansiune termică a compozitului în direcție longitudinal pe fibre; αf este coeficientul de expansiune termică a fibrei și Ef este modulul de elasticitate a fibrei.
în direcție transversală pe fibră:
, (5.25)
în care αet,cl reprezintă coeficientul de expansiune termică a compozitului în direcție transversal pe fibră și m este coeficientul Poisson a matricei.
Coeficientul de expansiune termică a unui material compozit (armat cu fibre) are în general o formă corespunzătoare diagramei din figura 5.27 și 5.28.
Fig. 5.27. Variație instantanee CTE pentru diferite fibre multifazice de carbon unidirecționale și fibre de sticlă, după [Mit.12], [Mot.11].
Fig. 5.28 Variație CTE instantanee pentru un compozit multifazic realizat din fibre de sticlă și fibre de carbon unidirecționale, supuse la două cicluri de încălzire, după [Mit.12], [Mot.11].
5.4. Simularea comportării materialului compozit stratificat din rășină epoxi armate cu fibre de carbon din construcția lamelei protetice “J”
5.4.1. Ipoteze de calcul
Se consideră lamela protetică “J”realizată din material compozit stratificat alcătuit din straturi preimpregnate pe bază de rășină epoxi, armate cu fibre de carbon. Stratificatul este alcătuit din șase straturi. Configurația orientări fibrelor în cadrul fiecărui strat (lamelă) este prezentată în figura 5.29.
Fig. 5.29. Configurația lamelelor stratificatului compozit.
În cercetarea teoretică se urmărește simularea comportării mecanice a materialului compozit în cazul solicitari statice a lamelei protetice. Pentru simulare se folosește metoda elementului finit utilizându-se programul SolidWorks.
5.4.2. Definirea geometrică a modelului
Prima etapă a simulării constă în definirea geometrică a modelului a lamelei protetice descrisă în figura 5.30.
Lamela protetică are următoarele dimensiuni de gabarit:
lungimea: 290 [mm];
lățimea variabilă pe lungime între 40-50 [mm];
grosime: 6 [mm].
5.4.3. Discretizarea lamelei protetice “J”
Modelul geometric a fost supus discretizării cu elemente finite patrulatere de tip SHELL (QUAD). În figura 5.31 este reprezentat modelul discretizat al lamelei protetice analizate.
În următorul tabel (5.2) este prezentat numarul de elemente și numărul de noduri în urma discretizării.
Fig. 5.30. Construcția geometrică lamelei protetice “J” folosită la simulare.
Tabelul 5.2. Numărul de elemente și numărul de noduri în urma discretizării.
Fig. 5.31. Discretizarea lamelei protetice “J”.
5.4.4. Definirea condițiilor limite de încărcare
Simularea se realizează în programul SolidWorks.
Pentru rezolvabilitatea modelului este necesară specificarea condițiilor limite și încărcărilor lamelei protetice „J”:
definirea condițiilor de încărcare a lamelei protetice;
mărimile încărcăriilor statice și dinamice a lamelei protetice;
zonele de pe lamelă în care apar condițiile de rupere;
numărul de straturi ale stratificatului din care este realizată lamela;
variația grosimii în lungul lamelei;
caracteristiciile de material ale stratificatului epoxy armat cu fibre de carbon.
5.4.5. Definirea cazurilor de încărcare
încărcarea lamelei s-a făcut cu o forță constantă F=400 daN evaluată în regim biomecanic dinamic: F=400 daN;
forța de solicitare acționează în lungul lamelei. Se respectă astfel condțiile reale de utilizare a lamelei protetice în mișcarea de alergare;
punctual de aplicație al forței este situat în găurile de fixare a lamelei pe proteză.
5.4.6. Definirea materialelor
Usual, materialul este definit ca un material anizotrop stratificat cu 6 straturi, având proprietățile de mai jos:
5.4.7. Simularea comportări lamelei
5.4.7.1 Analiză statică
A. Forța de încărcare F=400 daN. Lamelă grosime constantă 6 mm
Simularea se realizează în cadrul unui ciclu de pași de lucru.
Pasul 1 – crearea planului median se bazează pe proiectarea părții solide. În continuare se va defini grosimea stratului din fibră de carbon și grosimea totală.
Pasul 2 – partea solidă a fost ascunsă; se lucrează numai cu planul median.
Pasul 3 – pregătirea simulării.
Pasul 4 – specificarea tipului anlizei.
Analiza statică
Partea solidă exclusă; se lucrează numai cu planul median.
Pasul 5 – definirea proprietăților de material.
Compozit cu fibre carbon:
6 straturi de 1 mm;
orientarea +45º; -45º;
Pasul 6 – apelarea proprietăților de material.
Proprietățile materialelor (inclusiv orientarea fibrelor) au fost asociate fiecărui strat.
Numai în pasul următor se adaugă constrângerile de la baza piesei.
Se aplică încărcarea la capătul superior al piesei: 400 daN.
Rezultatul încărcării, criteriul Voon Mises 1020 Mpa; Maxim 1600 Mpa.
B. Forța de încărcare F=200 daN. Lamelă grosime constantă 6 mm
Mai puțin decât limitele: 510 Mpa.
Deplasări.
Deplasare: 212 mm
Curba generică S-N pentru pre-preg fibre carbon/rășină.
5.4.7.2. Analiza dinamică liniară.
A. Forța de încărcare F=400 daN. Lamelă grosime constantă 6 mm
Se folosește aceeași procedură ca și la ultima analiză. Se desemnează materialul fibră de carbon și grosimea se stabilește la 6 mm.
Încărcare dinamică 400 DaN/Hz
Dumping mode 0,8
Deplasarea în capătul superior al piesei: 79 mm
Von Misses stress
B. Forța de încărcare F=400 daN. Lamelă cu grosimea variabilă 8 – 4 mm
Deplasare: 9.4 mm
În urma procesului de simulare se pot emite următoarele principale concluzii:
deplasările în cadrul lamelei analizate scad pe măsură ce scade și valoarea forței de solicitare;
simulările în regim dinamic permit evidențiarea condițiilor reale de comportare a materialului lamelei protetice. Acest lucru se reflectă în valoarea deplasărilor;
în cazul în care lamela are o grosime variabilă de la 8 – 4 mm (la vârf) se îmbunătățește comportamentul mecanic al stratificatului.
5.5. Metodă de determinare a comportamentului stratificatului compozit epoxi armat cu fibre de carbon folosit la confecționarea protezei în condiții normale de utilizare.
Prin acest calcul se urmărește găsirea unei informații privind dimensionarea protezei pentru testarea acesteia în condiții similare cu situațiile reale de utilizare. În acest scop șablonul de calcul a fost realizat în mediul de programare grafică LabView, în vederea obținerii de informații rapide și în regim continuu pentru diferite valori introduse ca date de intrare (sarcini, dimensiuni ale protezei, tensiuni și deformați admisibile etc.). Concret, prin această aplicație se urmărește să se descopere dacă proteza în exploatare ar rezista la valori ale sarcinilor similare cu cele în cazul alergării la copii și adulți. Mai mult, aplicația permite verificarea simultană a acestui lucru pentru diferite dimensiuni de proteză (lățime, grosimea dată de numărul de straturi din fibră de carbon și lungimea dată de punctul de sprijin).
Aplicația LabView prezintă o interfață grafică (Fig.5.32) în care cu roșu sunt trecute căsuțele de dialog pentru introducerea datelor de intrare, iar cu verde pot fi vizualizate rezultatele simulării calcului asistat.
Fig. 5.32. Interfața pentru afișarea rezultatelor privind simularea comportării protezei.
Datele de intrare se referă la:
Deformări maxime admise de proteză în punctul critic (Fa – săgeata admisibilă);
Tensiunile maxime admisibile pentru diferite grosimi de material (numărul de straturi);
Sarcina aplicată asupra protezei (este dată de greutatea care se sprijină pe proteză în timpul contactului cu solului);
Lungimea brațului protezei, raportat la punctul de sprijin pe sol (distanța dintre punctul de sprijin și zona de aplicare a sarcini);
Modulul de elasticitate a materialului (acesta variază cu numărul de straturi);
Lățimea protezei;
Grosimea protezei;
Înălțimea punctului de contact al protezei cu solul (înălțimea de la care proteza coboară pe sol în timpul alergării).
Valorile privind deformările maxime admisibile ale materialului folosit la confecționarea protezei (fibră de carbon pre-impregnată), tensiunea maximă admisibilă la încovoiere, respectiv modulul lui Young (modulul de elasticitate) sunt valori preluate din rezultatele experimentale date de solicitarea la încovoiere în trei puncte ale epruvetelor ce reprezintă probe din materialul din care a fost realizată proteza. Celelalte valori reprezintă date măsurate din prototipurile respectiv informați culese din literatura de specialitate.
Rezultatele simulării se referă la două categori de valori: valori numerice și valori booleene privind gradul în care proteza ar rezista sau nu la solicitările simulate prin calcul:
– Valorile numerice se referă la deformările protezei în regim static respectiv dinamic, unde regimul static presupune sprijinirea subiectului pe proteză cu toată greutatea fără șoc (poziție ortostatică cu întreaga greutate sprijinită pe suprafața de contact a protezei);
– Regimul dinamic se referă la condițiile reale de mers și/sau alergare în care subiectul în momentul pășirii lasă întreaga greutate pe punctul de contact al protezei pe sol cu un coeficient de șoc dictat de faptul ca pâșirea presupune coborârea piciorului (protezei) pe sol de la o anumită înălțime.
Rezultatele de tip booleene informează asupra răspunsului dacă proteza rezistă sarcinilor atât în regim static cât și în regim dinamic din punct de vedere al celor două aspecte:
Deformările acesteia să se încadreze în limita maximă admisă la o deformare până la care materialul nu suferă curgere plastică;
Tensiunea la încovoiere a protezei sa fie mai mică sau cel mult egală cu tensiunea maximă (determinată experimental).
Realizarea aplicației a presupus întocmirea unei rutine de program ce conține o structură secvențială cu patru secvențe distincte, în prima dintre ele realzându-se subrutina pentru calculul deformației protezei în regimul static (Fig. 5.33).
Fig. 5.33. Secvența numărul 1.
În această subrutină s-au definit operatori matematici specifici relațiilor de calcul a săgeți:
, (5.26)
unde: fs este deformarea (săgeata protezei în regim static față de punctul de sprijin pe sol), F este sarcina aplicată protezei (greutatea corporală a subiectului), E, modulul de elasticitate longitudinal (modulul lui Young) și este momentul de inerție în secțiunea transversală al protezei unde b este reprezintă lățimea protezei și h grosimea acesteia dictată de numărul de straturi.
Cea de-a doua secvență se referă la subrutina de program pentru determinarea săgeții protezei în regim dinamic (Fig. 5.34). Aceasta conține structurile specific relațiilor de calcul pentru determinarea deformării (săgeții) în regim dinamic:
, (5.27)
unde: fd este săgeata sau deformarea în regim dinamic și este factorul de multiplicare cauzat de șocul specific regimului dinamic cu H, înălțimea de la care proteza coboară pe sol.
Fig. 5.34. Secvența numărul 2.
În secvența a treia subrutina de program realizează structura pentru calculul tensiuni la încovoiere în regim static unde tensiunea la încovoierea se calculează cu relația de mai jos:
, (5.28)
unde: Mi este momentul învovoietor al protezei fața de zona de fixare; estemodul de rezistență al secțiuni transversale a puterii.
Ultima secvență adresează subrutina de program pentru determinarea tensiuni la încovoiere în regim dinamic conform relației:
, (5.29)
unde este calculat cu relația 5.27.
5.6. Interfața pentru afișarea rezultatelor privind simularea comportării protezei
A. Fereastra – panou, pentru interfațarea cu utilizatorul
A1 –subiect cu greutatea de până la 33 kg, se poate folosi o proteză cu minim 6 straturi:
A2 –subiect cu greutatea 34 45 kg, se poate folosi o proteză cu minim 7 straturi:
A3 – subiect cu greutatea 46 48 kg, se poate folosi o proteză cu minim 8 straturi:
A4 – subiect cu greutatea 49 57 kg, se poate folosi o proteză cu minim 10 straturi:
A5 –subiect cu greutatea mai mare de 57 kg, trebuie folosită o proteză cu dimensiuni mai mari:
B. Fereastra – diagramă, pentru programarea aplicației
Secvența 1
Secvența 2
Secvența 3
Secvența 4
Capitolul 6
Metode de determinarea experimentală a proprietăților mecanice ale biocompozitului stratificat armat cu fibre de carbon și rășină epoxidică folosit în conStrucția lamelelor protetice în formă „J”
6.1. Structura etapelor parcurse în cadrul cercetări experimentale
Cercetarea experimentală urmărește următoarele tipuri de teste experimentale prezentate în figura 6.1. În cercetare experimentală efectuată pentru determinarea caracteristicilor mecanice ale stratificatului s-a renunțat la testele pentru determinarea caracteristicilor la tracțiune optându-se pentru testele la compresiune și încovoiere. La această abordare a cercetării s-au avut în vedere caracteristicile constructiv funcționale ale lamelei protetice “J” [*Des.13], [*Oss.13], [*Gur.12], [*Gui.12]. Totodată, testele la solicitările de încovoiere și compresiune au fost completate cu teste dinamice tip DMA.
Cercetarea experimentală a vizat și determinarea coeficientului de expansiune termică a stratificatului fiind cunoscută importanța acestuia în descrierea comportamentului stratificatului [Kar.05].
6.2. Pregătirea epruvetelor
Pentru realizarea epruvetelor s-au elaborat plăci de stratificate armate cu fibre de carbon și rășină epoxi. Totodată, s-au realizat și taloanele necesare la încercarea la compresiune. Plăcile stratificate din care au fost prelevate epruvetele au fost fabricate dupa o metodologie consacrată, Roșu, [Roș.10], [*Gur.12], [*Gui.12], [*Sre.03], [*Iso.99]. Epruvetele au fost executate în configurațiile stratificatelor cu 3, 5, și 7 straturi.
Fig. 6.1. Etapele studiului experimental.
S-au realizat plăci de stratificate cu 3, 5 și 7 straturi din care au fost debitate epruvetele pentru încercare. Procesul de elaborare are următoarele etape de lucru:
s-au impregnat cu rășină epoxidică straturi din țesătură din fibre de carbon unidirecționale și cu legătură tip diagonală. Operațiunea s-a realizat în concordanță cu normativele pentru realizarea lamelelor preimpregnate [*Ast.99], [*Ast.99 a], [*Gui.03];
țesătura cu legătura tip diagonală are o greutate specifică de 0.3g/m2;
s-a realizat impregnarea cu rășină epoxidică a straturilor de țesătură;
lamelele preimpregnate obținute au fost acoperite cu folii de protecție și menținute la o temperatură scăzută până la realizarea stratificatului;
execuția finală a plăcilor de stratificat s-a realizat printr-un proces controlat de polimerizare: presiune și temperatură.
Epruvetele pentru încercarile mecanice la compresiune și încovoiere au fost debitate au fost cu ajutorul unui dispozitiv de tăiere Proxxon 27070 (D), cu dimensiunea pânzei diamantate de 80 mm, lățimea de 2 mm la formele și dimensunile corespunzătoare fiecărui tip de solicitare.
6.3. Determinarea proprietăților mecanice ale stratificatului compozit la solicitarea de compresiune
6.3.1. Forma și dimensiunile epruvetelor
Forma și dimensiunile epruvetelor din stratificat sunt prezentate în figura 6.2 și tabelul 6.1.
Fig. 6.2. Dimensiunile standardizate ale epruvetelor pentru încercarea la compresiune.
Tabelul 6.1. Valorile parametrilor geometrici ale epruvetelor din compozit stratificat.
Cercetarea experimentală la compresiune s-a efectuat pentru stratificatul cu trei straturi se consideră că grosimea h a acestuia oferă informații esențiale privind comportamentul de lucru a lamelei protetice. A fost realizat un număr de 10 epruvete, numerotate în configurația din fig.6.3.
Fig. 6.3. Epruvete utilizate la încercarea de compresiune vedere generală.
Se asigură astfel numărul minim de determinări necesare obținerii de informații privind mărimile statistice necesare prelucrării datelor experimentale.
6.3.2. Metoda de lucru
6.3.2.1. Descriere instalației experimentale.
Încercările experimentale la compresiune au fost efectuate prin solicitarea eșantionatelor pe mașina de încercare LS100 Plus de la Lloyd Instruments (UK) figura 6.5 , celula de solicitare de tip XLC-5K-A1, forța maximă de până la 100kN, cu următoarele caracteristici:
Caracteristici:
Ușor de setat, utilizat și de întreținut;
Măsurarea forței cu precizie înaltă;
Menținerea constantă a sarcinii de încărcare;
Rata de eșantionare a datelor de 8 kHz;
Coeficientul rezoluției la compresiune – < 0 .01%;
Control al ratei de încărcare;
Memorarea până la maxim 600 de rezultate;
Se pot programa setările pentru 10 teste diferite;
Se poate realiza preîncărcarea probelor;
Se pot realiza teste care cuprind mai multe etape de testare;
Gamă largă de accesorii.
Specificațiile tehnice:
forța maximă – 100 kN;
viteza bacului: 0.001 la 254 mm/min până la 50 kN; 101.6 mm/min până la 100 kN;
forța de solicitare a epruvetelor (3 mm grosime) la compresiune – 5 kN;
precizia vitezei: < 0 .2%;
cursa maximă a bacului: 840 mm;
lățimea maximă dintre coloane: 404 mm;
rezoluția specifică solicitării – < 0.01%;
rezoluția extinderii: < 0.03 µ;
rata de achiziții a datelor: 8 hHz;
afișare de până la: 40 caractere x 4 linii LCD;
tip semnal de ieșire: digital RS323, analog 10V DC;
intervalul optim al temperaturii de funcționare: 5°-35°C;
softul de analiză a datelor experimentale: NEXYGEN data analysis softer;
greutate echipament: 200 kg;
datele experimentale prelevate pentru un număr de epruvete, în cazul de față 10 epruvete, sunt achiziționate cu ajutorul programului NEXYGEN Plus.
Datele prelevate sunt prelucrate statistic în vederea identificării valorilor minime, medii și maxime ale modulelor de elasticitate la compresiune, rigidității, tensiunilor și deformațiilor în condițiile unei solicitări maxime, etc.
Fig. 6.4. Mașina universală de testare a materialelor (LS100 Plus). Schema și dimensiunile, a- panou de comanda cu afișaj electronic; b- bacuri de prindere a eșantioanelor.
6.3.2.2. Fixarea epruvetelor pe instalația de încercare
Fiecare epruvete se așează în cleme astfel încât axa longitudinală a epruvetei să fie aliniată cu axa instalației. Mașina are posibilitatea de a realiza o aliniere corectă între cleme. Modelul de fixare este prezentat în figura 6.5.
6.3.2.3. Viteza de încercare
În timpul efectuării de compresiune bacurile se deplasează cu o viteză conform specificaților tehnice ale instalației în funcție de forța de solicitare. S-a reglat o viteză de 1mm/min valoare care se menține constantă în timpul solicitări.
6.3.2.4. Prelucrarea datelor experimentale
În urma cercetării experimentale s-au obținut valori ale proprietăților stratificatului solicitat la compresiune: modulul de elasticitate longitudinal, tensiunea admisibilă și rigiditatea corespunzătoare unor valori obținute ale forței la ruperea epruvetei. În figura 6.6 sunt reprezentate comparativ variațiile înregistrate pentru 5 eșantioane reprezentative corespunzător distribuției forței dezvoltate în structura acestora și lungirea asociată, iar în tabelul 6.2 valorile experimentale pentru arhitectura de material compozit conținând 3 straturi.
Fig. 6.5. Modul de fixare a epruvetei pe instalația de solicitare tip LS100 Plus: vedere instalație (a); sistemul de prindere a epruvetei (b).
Tabelul 6.2. Valori experimentale asociate epruvetelor testate individual la compresiune.
Pe baza datelor experimentale s-au trasat curbele σ-ԑ pentru cinci din lotul de 10 eșantioane representative (Fig. 6.7).
În această figură au fost reprezentate variațiile tensiune-deformație specifică σ(ε) înregistrate pentru 5 dintre eșantioanele din material compozit armat cu 3 straturi din fibre de carbon. Se poate observa că pentru valori ale tensiunilor mai mari de 125 MPa curbele prezintă un palier de variație liniar care nu este asociat comportării structurii compozite față de solicitarea externă aplicată ci unor condiții oferite de prinderea în instalația experimentală.
Fig. 6.6. Curba dependenței forță-alungire pentru compozitul cu 3 straturi din fibră de carbon.
Fig. 6.7. Curbele experimentale de tip σ-ε pentru 5 eșantioane representative din lotul de 10 epruvete testate.
Datorită suprafețelor exterioare foarte fine ale structurii compozite rezultate în urma tehnologiei de fabricare a acestora, practic apare o alunecare a acestora în bacurile de prindere cu consecințe directe evidențiate în variația pe care o au aceste curbe. Se impune menționarea faptului că orice încercare de condiționare a suprafețelor externe a epruvetelor conduce la posibilitatea apariției unor tensiuni suplimentare de suprafață cu efecte care se regăsesc într-o deteriorare rapidă a acestora. Prelucrarea statistică a datelor experimentale permite obținerea valorilor medii, maxime/minime și a deviației standard a modulului de elasticitate longitudinal, rigidității, tensiunilor și deformațiilor înregistrate la forța maximă aplicată și/sau deformația maximă, tensiunea admisibilă, etc.
Tabelul 6.3. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la compresiune.
Fig. 6.8. Variația modulului de elasticitate longitudinal pentru eșantioanele de compozite cu 3 straturi.
Pe baza acestor date, în figura 6.8, s-a reprezentat variația modulului de elasticitate longitudinal pentru toate eșantioanele din materiale compozite armate cu 3 straturi de fibră de carbon, punându-se în evidență faptul că nu există discrepanțe majore între valori, (Anexa 4) fapt care rezultă și valoarea relativ mică a deviației standard, de 463,75 MPa, în conformitate cu tabelul anterior.
6.4. Determinarea proprietăților mecanice ale stratificatului compozit la solicitarea de încovoiere
6.4.1. Ipoteze în cercetarea experimentală
Încercarea de încovoiere caracterizează comportamentului stratificatului, supus unei sarcini externe aplicate perpendicular pe axa lui longitudinală. Testul la încovoiere s-a efectuat în concordanță cu EN ISO 14125 [*SRE.00.a], ASTM D 790 [*AST.93]. Metoda este definită prin următoarele caracteristici [*SRE.00.a]:
– viteza de încercare vin [mm/min] ce definește viteza mișcării relative dintre reazeme și elementele de încărcare ale instalației. Această viteză are o valoare constantă, la temperatura camerei, și este obținută cu ajutorul unui dispozitiv adecvat aflat în componența instalației pentru încercarea la încovoire;
– efectul de încovoiere σf [MPa]: este efortul nominal pe suprafața exterioară a epruvetei aplicat la jumătatea distanței dintre reazeme. Se calculează cu ajutorul formulei [Pai.09] [Nic.11]:
; (6.1)
în care: σf este efortul de încovoiere; F este forța masurată în [N]; L este distanța dintre reazeme în [mm]; h grosimea epruvete în [mm] și b este lățimea epruvetei, în [mm];
efectul de încovoire la rupere σfB [MPa] ce reprezintă efortul de încovoire la ruperea epruvetei (Fig. 6.9);
rezistența la încovoiere σfM [MPa] ce reprezintă efortul de încovoiere pe care îl suportă epruveta la încărcarea maximă (Fig.6.9);
săgeata s [mm]: distanța pe care se deplasează un punct situat pe suprafața superioară a epruvetei față de poziția sa inițială. Este măsurată la mijlocul distanței dintre reazeme;
săgeata sB [mm]: corespunde momentului ruperi epruvetei;
săgeata corespunzătoare rezistenței la încovoiere sM [mm]: corespunde forței maxime de încovoiere înregistrată în timpul încercării;
deformarea la încovoiere ԑf [%]: este variația dimensională a unui element de lungime aflat pe suprafața exterioară a epruvetei la mijlocul distanței dintre reazeme;
modulul de elasticitate la încovoiere Ef [MPa].
Fig. 6.9. Curba tipică efort-deformație.
Fig. 6.10. Schema încercării la încovoiere în trei puncte: a- încercarea în trei puncte b- schema de solicitare a epruvetei.
Încercarea la încovoiere s-a realizat cu metoda celor trei capete de apăsare sau metoda celor trei puncte (Fig. 6.10). Metoda constă în rezemare epruvetei în două puncte și aplicarea forței de aplicare la jumătatea distanței dintre cele două puncte de reazeam. Viteza de încercare este de 5mm/min.
6.4.2. Aparatura utilizată
Încercările experimentale la încovoiere au fost efectuate prin solicitarea eșantionatelor în 3 puncte pe mașina de încercare LR5K Plus de la Lloyd Instruments (UK), celula de solicitare de tip XLC-5K-A1 forțe de până la 5 kN, schema și dimensiunile instalației sunt prezentate în figura 6.11 cu următoarele caracteristici și specificații tehnice:
ușor de întreținut și utilizat;
setare ușoară;
înaltă precizie pentru măsurarea forței;
Fig. 6.11. Mașina universală de testare a materialelor (LR5K Plus). Schema și dimensiunile, a- panou de comanda cu afișaj electronic; b- reazeme pentru așezarea epruvetelor.
rata de eșantionare a datelor de 1000Hz;
memorarea maximă de până la 600 de rezultate;
deplasare mare între bacuri (1000 mm);
integrare completă cu calculatorul prin intermediul soft-lui NEXYGENTM
gamă largă de accesorii.
Specificațiile tehnice:
forța maximă – 5 kN;
viteza bacului: 0.01 la 1020 mm/min;
forța de solicitare a epruvetelor (3 mm grosime) la compresiune – 5 kN;
precizia vitezei: mai bună decât 0 .2% în regim static;
cursa maximă a bacului: 1000 mm; 1500 mm(cu extinderea cadrului);
lățimea maximă dintre coloane: 404 mm;
rezoluția încărcării: < 0.005%;
rezoluția extinderii: mai bună decât 0.001 mm;
rata de achiziții a datelor: 1000 Hz;
afișare de până la: 40 caractere x 4 linii LCD;
tip semnal de ieșire: digital RS323, analog 10V DC;
softul de analiză/post procesare: NEXYGEN MT data analysis softer;
temperatura optimă de funcționare: 5°-35°C;
greutate echipament: 105 kg;
viteza de încercare a fost de 5mm/min.
La reglarea mașini s-a asigurat ca alinierea suporților și a poansonului sferic să fie paralelă cu o exactitate de 0,02 mm, razele ponsonului semisferic și respectiv a suporților au fost alese pentru epruvete mai mari de 3 mm. Mașina de încercat tip LR5K Plus de la Lloyd Instruments (UK), are posibilitatea să prelucreze rezultatele experimentale în format electronic cu ajutorul softului NEXYGEN MT.
6.4.3. Forma și dimensiunile epruvetelor
Epruvetele pentru încercarea mecanică statică la încovoiere au fost executate la forma și dimensiunile standardizate (Fig. 6.12), corespunzător clasei IV de materiale compozite (Tab.6.4).
Tabelul 6.4. Tipul de epruvete recomandate pentru încercare la încovoiere în trei puncte.
a)
b) c) d)
Fig. 6.12. Epruvete pentru încercare la încovoiere în trei puncte: configurația geometrică a epruvetelor (a); stratificat cu trei straturi (b); stratificat cu cinci straturi (c); stratificat cu șapte straturi (d).
În tabelul 6.5 sunt prezentate valorile parametrilor geometrici pentru fiecare din cele trei categori de epruvete, ce au fost supuse testelor la încovoiere: 3, 5 și respectiv 7 straturi.
Tabelul 6.5. Valorile parametrilor geometrici ale epruvetelor din compozit stratificat.
6.4.4. Modul de lucru
Testele de solicitare la încovoiere au fost efectuate în următoarele condiții:
încercările s-au efectuat la temperatura și umiditatea în care s-au realizat testele la compresiune;
testele de solicitare la îndoiere au fost efectuate longitudinal și transversal pe epruvetă (Fig. 6.13);
pentru fiecare categorie de solicitare s-au folosit câte cinci epruvete pentru stratificatele cu 3, 5 și 7 straturi;
testul de încovoiere a fost realizat cu o viteză constantă: v=5mm/min.
a) b)
Fig. 6.13. Solicitarea la încovoiere: a- longitudinal; b- transversal.
6.4.5. Achiziționarea rezultatelor
Datele experimentale prelevate pentru numărul de eșantioane reprezentative supuse investigațiilor au fost achiziționate cu ajutorul programului NEXYGEN Plus. Ele au fost achiziționate sub formă de fișiere text pentru fiecare eșantion reprezentativ de material compozit cu arhitectura formată din 3 straturi pre-impregnate din fibre de carbon și conțin informații cu privire la: forța aplicată F, [N], săgeata sau deplasarea în zona centrală a epruvetei (v, în mm), valorile tensiunilor (σ, în MPa) și deformațiilor dezvoltate ca urmare a solicitărilor, rezultate care facilitează estimarea următoarelor mărimi:
modulul de elasticitate Ef la încovoiere a stratificatului compozit (Ef1 Ef2);
efortul de încovoiere σf ;
Aceste caracteristici sunt calculate cu ajutorul softului NEXYGEN MT.
6.4.6. Analiza datelor experimentale
Datele achizitionate au fost prelucrate statistic, cu ajutorul softului NEXYGEN MT. S-au evidențiat parametrii ce definesc comportamentul mecanic la îndoire a celor trei categorii de stratificate: 3, 5 și 7 straturi: modulele de elasticitate pentru cele două direcții principale, rigiditățiile la încovoiere, tensiunilor și deformațiilor maxime, etc. În urma prelucrări statistice a datelor experimentale achiziționate s-au obținut valorile prezentate în tabelele 6.6 – 6.11.
Pe baza datele statistice determinate în tabelele 6.6 – 6.11, s-au reprezentat figurile 6.14 – 6.19 (Anexa 5).
Tabelul 6.6. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la încovoiere longitudinal: 3 straturi – 5 epruvete.
Tabelul 6.7. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la încovoiere longitudinal: 5 straturi – 5 epruvete.
Tabelul 6.8. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la încovoiere longitudinal: 7 straturi – 5 epruvete.
Tabelul 6.9. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la încovoiere transversal: 3 straturi – 5 epruvete.
Tabelul 6.10. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la încovoiere transversal: 5 straturi – 5 epruvete.
Tabelul 6.11. Valori statistice rezultate pentru compozitele solicitate la încovoiere transversal: 7 straturi – 5 epruvete.
Fig. 6.14. Variația modulului de elasticitate la încovoiere cu numărul de straturi și direcția de solicitare.
Fig. 6.15. Variația rigidității medii a eșantioanelor compozite cu numărul de straturi și direcția de solicitare.
Fig. 6.16. Variația tensiunii maxime la solicitarea maximă cu numărul de straturi și direcția de solicitare.
Fig. 6.17. Variația forței maxime la rupere cu numărul de straturi și direcția de solicitare.
Fig. 6.18. Variația modulului de elasticitate cu direcția de solicitare pentru eșantioane cu 3 straturi.
Fig. 6.19. Deformația specifică la solicitarea maximă la solicitare pentru eșantioane cu 3 straturi, 5 straturi și respectiv 7 straturi.
Așa cum se observă din figura 6.14, modulul de elasticitate (Young) rezultat în urma solicitării la încovoiere scade odată cu creșterea numărului de straturi ale structurii compozite, și își păstrează aceeași tendință descrescătoare și în funcție de direcțiile de solicitare a eșantioanelor – longitudinală, respectiv transversală.
Astfel, în direcție longitudinală, selectând ca referențial eșantionul cu 3 straturi de țesătură de carbon, modulul de elasticitate descrește cu aproximativ 15% în cazul în care sunt adăugate suplimentar 2 straturi, respectiv 43,36% în cazul în care sunt adăugate suplimentar 5 straturi.
În direcția transversală, diferențele înregistrate sunt de aproximativ 6%, respectiv de 28,65% pentru eșantioanele cu 5 și 7 straturi de țesătură din carbon. Așa cum este firesc, rigiditatea eșantioanelor prezintă o tendință opusă variației modulului de elasticitate, aceasta înregistrând valori maxime pentru configurația cu 7 straturi de țesătură de carbon, indiferent de direcția de solicitare a acestora.
O tendință interesantă o prezintă variația tensiunii maxime dezvoltate la solicitarea maximă a eșantioanelor. Astfel, în cazul direcției longitudinale, tendința de variație a tensiunii maxime este una crescătoare odată cu creșterea numărului de straturi, ceea ce nu se regăsește și în cazul în care acestea sunt dispuse transversal față de direcția de solicitare. Datorită proprietăților individuale ale elementelor de armare formate din cele două categorii de țesături din fibre de carbon (unidirecțional și în diagonală) se observă creșterea forței maximă de rupere la solicitarea în directive transversal conform celor trei categori de stratificate. Se evidențiează comportamentul la rigiditate a stratificatului în timpul solicitari la îndoire: odată cu creșterea numărului de straturi ale stratificatului are loc și creșterea rigidității, ce se manifestă în direcția longitudinală cât și transversală (Fig. 6.15).
6.5. Determinarea proprietăților mecanice ale stratificatului compozit la solicitarea mecanică dinamică DMA
6.5.1. Principiul metodei de analiză experimentală DMA
Analiza dinamică dinamică, în versiunea engleză „Dynamic Mechanical Analisys” cu abrevierea DMA, este o metodă modernă de cercetare experimentală a comportamentului vâscoelastic a materialelor compozite, polimerice [*Dma.13], [For.13]. Metoda este cunoscută și sub denumirea de spectroscopie mecanică dinamică, în versiunea engleză Dynamic Mechanical Spectroscopy sau analiza termică mecanică dinamică, Dynamic Mechanical Thermal Analyis – DMTA [*Dma.12].
Principiul de lucru al metodei DMA constă [*Dma.13] în încărcarea epruvetei cu o solicitare sinusoidală și măsurarea alungirii materialului (Fig. 6.20) este concretizată sub forma unui modul sau vâscozitate exprimată printr-un complex de date dinamice.
Acest modul definește proprietatea intrinsecă a materialului ce nu se modifică în funcție de forma sau dimensiunea epruvetei, este exprimat prin raportul solicitare/deformare și vâscozitate. În principiu este raportul solicitări la rata deformării. Modulul se exprimă prin două componente: ca o componentă în fază, modulul de stocare și o componentă de ieșire din fază, modulul de amortizare. Exprimarea corespunde unor moduri particulare de deformare a materialului respectiv stratificatului compozit.
Fig. 6.20. Relația dintre solicitarea sinosoidală aplicată cu deformația rezultantă [*Dma13].
Modulul de stocare definește comportamentul elastic al epruvetei, raportul dintre amortizare și stocare se numește și amortizare ce măsoară disiparea energiei pentru materialul analizat [*Dma.12], [*Dma.13]. În cadrul încercării, temperatura epruvetei sau frecvența solicitării pot fi variate caracteristica ce conduce la variații ale modulului determinat. Prin aceasta se poate evidenția temperatura de tranziție vitroasă a polimerului sau a compozitului polimeric. În această, metodă „Dynamic Mechanical Analzsis ” deformează mecanica epruvetei și apoi măsoare proprietățile mecanice ale materialelor polimerice în funcție de temperatura epruvetei, frecvența solicitării acesteia și de timp. În construcția echipamentului este inclus un instrument de analiză termică ce permite testarea proprietăților mecanice ale unor diferite materiale [*Dma.12].
6.5.2. Descrierea instalației experimentale
Încercările experimentale la testul DMA au fost efectuate pe instalația ARES-G2 Rheometer, produs de TA Instruments US, cu reprezentare din figura 6.21. Instalația este în dotarea laboratorului de cercetare din cadrul Universității Politehnice din Valencia, Campus de Alcoy, Departamentul de Mecanică și Ingineria Materialelor, Lab. C1DB8. ARES-G2 permite măsurări reologice în game largi de sarcină, deplasare și frecvență. Instalația este echipată cu echipamente electronice de mare viteză cu procesarea digitală a semnalului pentru măsurărilor traductorului și controlul motorului de acționare.
Fig. 6.21. Instalația pentru testare DMA ARES-G2 Rheometer.
Instalația are următoarele specificații tehnice:
Force/Torque Rebalance Transducer (Sample Stress):
Transducer – Type Force/Torque Rebalance
Transducer – Torque-Motor Brushless DC
Transducer – Normal/Axial Motor Brushless DC
Minimum Transducer Torque in Oscillation – 0.05 μN.m
Minimum Transducer Torque in Steady Shear – 0.1 μN.m
Maximum Transducer Torque – 200 mN.m
Transducer Torque Resolution – 1 nN.m
Transducer Normal/Axial Force Range – 0.001 to 20 N
Transducer – Bearing Groove Compensated Air
Separate Motor (Sample Deformation):
Maximum Motor Torque 800 mN.m
Motor Design Brushless DC
Motor Bearing Jeweled Air, Sapphire
Displacement Control/Sensing Optical Encoder
Strain Resolution 0.04 μrad
Min. Angular Displacement in Oscillation 1 μrad
Max. Angular Displacement in Steady Shear Unlimited
Angular Velocity Range 1 x 10-6 rad/s to 300 rad/s
Angular Frequency Range 1 x 10-7 rad/s to 628 rad/s
Step Change in Velocity 5 ms
Step Change in Strain 10 ms
Stepper Motor:
Movement/Positioning Micro-stepping Motor/Precision lead Screw
Position Measurement Linear Optical Encoder
Positioning Accuracy 0.1 micron
Temperature Systems:
Smart Swap Standard
Forced Convection Oven, FCO -150 to 600°C
FCO Camera Viewer Optional
Advanced Peltier System, APS -10 to 150°C
Peltier Plate -40 to 180°C
Sealed Bath -10 to 150°C
6.5.3. Forma și dimensiunile epruvetelor
Epruvetele sunt realizate din compozit stratificat pe bază de rășină epoxi armată cu țesătură din fibre de carbon, în structura laminelor întălnite la solicitările la compresiune și încovoiere din fig. 6.12 și dimensiunele geometrice ale epruvetelor testate DMA sunt prezentate în tab. 6.12.
Tabelul 6.12. Tipul de epruvete recomandate pentru teste DMA.
Pentru cercetarea experimentală s-au folosit două categorii de epruvete: cu 3 și cu 6 straturi.
6.5.4. Modul de lucru
Testele DMA sunt realizate pe instalația experimentală ARES-G2 Rheometer, prezentată în figura 6.20, pentru realizarea experimentelor se efectuează urmatorii pași de lucru în conformitate cu instrucțiunile de funcționare ale instalației [*Are.13], [*Dma.13]:
calibrarea instalației;
selectarea și pregătirea epruvetelor;
selectarea tipului de solicitare a epruvetei;
selectarea proceduri de testare și a datelor obținute în urma experimentului;
introducerea și fixarea epruvetei în bacurile dreptunghiulare de torsiune ale mașini;
închiderea și etanșarea semicamerelor cuptorului cu convenție (Fig.22);
pornirea experimentului;
afișarea și analizarea rezultatelor cu ajutorul programului Rheology Advantage;
oprirea instalației;
rabaterea semicamerelor cuptorului de convenție;
scoaterea epruvetei.
Fig. 6.22. Cuptor cu convenție forțată.
În faza de încarcare termică s-a realizat variația temperaturii în intervalul 35-100 [°C] cu o rată de încălzire de 5 grade pe minut.
Solicitarea de torsiune a epruvetelor s-a realizat în intervalul (0.35 – 1) Hz.
6.5.5. Prelucrarea datelor experimentale
În urma solicitări DMA a epruvetelor s-au obținut date experimentale privind:
comportamentul vâscoelastic al stratificatului cu prezentarea variației coeficienților vâscoelasti G’(Fig. 6.23) și G'' (Fig. 6.24) în funcție de variația temperature pentru epruvetele având grosimea 3 mm și respectiv 6 mm;
Fig. 6.23. Variația coeficienților vâscoelastici în funcție de temperatură pentru stratificat epoxi armat cu fibre de carbon, cu 3 straturi.
Fig. 6.24. Variația coeficienților vâscoelastici în funcție de temperatură pentru stratificat epoxi armat cu fibre de carbon, cu 5 straturi.
comportamentul vâscoelastic al stratificatului cu prezentarea coeficienților vâscoelastici G' G'' și respectiv a temperaturii de transmisie vitroasă a stratificatului pentru grosimea
de 3 mm (Fig. 6.25) și respectiv 6 mm (Fig. 6.26;
Fig. 6.25. Variația coeficientului elastic G' al stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon, cu 3 și 6 mm, în funcție de variația modulului de elasticitate și a temperaturii.
Fig. 6.26. Variația coeficientului vâscoelastic G'' al stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon, cu 3 și 6 mm, în funcție de variația modulului de elasticitate și a temperaturii.
variația coeficientului tan delta în funcție de variația temperaturii cuprinse între 35° – 200°C (Fig. 6.27).
Fig. 6.27. Variația parametrului tan delta a stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon, cu 3 și 6 mm, în funcție de variația temperaturii în cadrul testării DMA.
6.6. Cercetări experimentale privind determinarea coeficientului liniar de dilatare termică a stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon
6.6.1. Instalația de cercetare
Valorile coeficientului de dilatare termică a fibrei de carbon preimpregnată au fost estimate cu ajutorul dilatometrului DIL 402 PC, cu dispunere orizontală a probelor și termocuplu (Fig. 6.28) , produs de Netzsch (Germania). Instalația are următoarele specificații tehnice:;
regimul de lucru: static/dinamic;
mediul de lucru controlat;
parametrii reglabili;
intervalul de temperatură de testare: 25°-1200°C;
calibrare în concordanță cu regimurile termice;
achiziție date, stocare date și prelucrare date prin intermediul softului PROTEUS;
dimensiuni eșantioane lungimea maximă a eșantionului de 25 mm 5 mm lățime;
ușor de utilizat și de întreținut.
Fig. 6.28. Schema instalației de analiză termică (NETZSCK DIL 42 PC).
Instalația de măsurare are următoarle elemente componente:
termocuplu tip S;
incintă cu temperatură controlabilă;
sistem de comandă cuptor;
incintă pentru suport eșantion;
suport eșantion (SiO2).
Accesorii și elemente auxiliare:
tubulatură suport;
suporturi eșantioane.
6.6.2. Epruvete – specificații, caracteristici și particularități
Epruvetele au fost debitate dintr-o placă de compozit stratificat elaborată în condițiile similare cu cele de la solicitările mecanice.
Epruvetele au fost debitate cu ajutorul unui dispozitiv de tăiere Proxxon 27070 (D) produs de PROXXON (România), cu dimensiunea pânzei diamantate de 80 mm și lățimea de 2 mm. Forma epruvetelor este paralelipipedică (Fig. 6.29) cu dimensiunile impuse de dilatometrului DIL 402 PC (Tab. 6.13 )
Fig. 6.29. Forma geometrica a epruvetelor pentru testare.
Tabelul 6.13. Tipul de epruvete recomandate pentru determinarea coeficienților de dilatare termică.
6.6.3. Modul de lucru
Pentru măsurarea coeficienților de dilatare termică a fibrei de carbon pre-impregnată s-a realizat în următoarele condiții de lucru:
atmosferă statică controlată;
gama de temperatură impusă: 25° – 250° C;
viteza de încălzire: 2.5 °C/min;
numărul ciclurilor termice impuse: 2;
dimensiunile eșantioanelor – 2555 (Ldh) m3;
calibrarea s-a efectuat pe un etalon din sticlă cu dimensiunile standard 2555 (Ldh) m3.
6.6.4. Prelucrarea datelor experimentale
Datele experimentale au fost achiziționate utilizând programul Proteus care permite dispunerea curbelor asociate deformațiilor termice din masa eșantioanelor analizate, a dilatării termice liniare, a temperaturilor la care au loc transformări de fază, procese de transformare de după procesele de polimerizare sau tranziții în starea de sticlă, etc. cu posibilitatea transferului către alte tipuri de programe de prelucrare statistică a datelor (ex. Excel 2007/2010, Origin 8.0) în vederea estimării coeficientului de dilatare termică și/sau altor parametrii semnificativi.
În figurile 6.30. și 6.31, sunt reprezentate comparativ variațiile câmpurilor deformațiilor termice înregistrate în cadrul celor două cicluri termice succesive impuse eșantioanelor din materiale compozite armate cu fibre din carbon cu arhitecturi de 3, 5 respectiv 7 straturi.
Fig. 6.30. Variația câmpurilor deformațiilor termice dezvoltate în cadrul primului ciclu termic.
Fig. 6.31. Variația câmpurilor deformațiilor termice dezvoltate în cadrul celui de-al doilea ciclu termic.
Așa cum se poate observa din reprezentările grafice, odată cu creșterea numărului de straturi ale compozitului polimer deformațiile termice înregistrează o modificare progresivă a valorilor asociate dar își păstrează aceeași alură a variației pe tot intervalul temperaturilor de lucru. Pentru temperaturi mai mare de 100° C se pot identifica tranzițiile de fază și evidenția efectele post-curing sau relaxare care au loc în structura compozitelor, efecte care vor fi analizate detaliat în continuare.
În figurile 6.32 și 6.33 sunt reprezentate comparativ variațiile derivatei de ordinul întâi a câmpului dilatării liniare care permit estimarea coeficientului de dilatare termică liniară. Analiza curbelor evidențiază neliniaritatea acestora în zona temperaturilor în care au loc transformări de fază. În tabelul 6.14 sunt furnizate valorile temperaturilor și a coeficienților de dilatare liniară asociați, aferente celor două cicluri termice asociate transformărilor de fază din structurile compozite. După cum se poate observa atât din reprezentările grafice dar și din valorile furnizate, temperaturile de tranziție sticloasă (Tg) sunt foarte apropiate, acestea fluctuând în jurul valorii de 115° C. Diferențele pot fi asociate procesului de obținere a compozitelor, configurațiilor arhitecturilor, condițiilor de experimentare deși valoarea temperaturii constituie un indicator a calității materialului matricei compozitelor.
Tabelul 6.14. Valorile temperaturilor de tranziție și a coeficienților de dilatare liniară.
Suplimentar, variațiile cu temperatura a câmpului deformațiilor termice pun în evidență fenomenele de relaxare care au loc în cadrul structurilor compozite pentru temperaturi mai mari decât cele specifice celor de transformare în stare sticloasă, ceea ce conduce la afirmația că matricea compozitului reprezintă constituentul care predomină în cadrul fenomenului de dilatare a materialului compozit. Numărul straturilor elementului de armare contribuie la diferențele valorice ale datelor experimentale, fiind bine știut și documentat în literatura de specialitate faptul că fibrele de carbon reprezintă materiale cu coeficienți de dilatare negativi, adică materiale care supuse unor variații de temperatură induc contracții în structurile din care fac parte. Deci, se poate evidenția faptul că un număr mare de straturi (ex. 7 straturi) conduc la diminuări substanțiale ale efectelor dilatării structurilor compozite polimere. În figurile 6.34 la 6.36 sunt reprezentate comparativ valorile medii ale coeficienților liniari de dilatare termică în intervalele de temperatură selectate ca neprezentând transformări de fază majore ale materialului matricei polimere, atât în cadrul unui singur ciclu termic de condiționare dar și cumulativ pentru ambele cicluri termice de condiționare a eșantioanelor. Aceste reprezentări au rolul de evidenția fenomenele care au loc în cadrul structurilor datorate modificării mediului exterior dar și a celor datorate arhitecturii materialelor cu evidențierea elementului dominant în cadrul variației.
Fig. 6.32. Variația cu temperatura a coeficientului de dilatare termică (ciclul 1 de condiționare).
Fig. 6.33. Variația cu temperatura a coeficientului de dilatare termică (ciclul 2 de condiționare).
Fig. 6.34. Valorile medii ale coeficienților de dilatare pe intervale de temperatură (primul ciclu termic).
Fig. 6.35. Valori comparative ale coeficientului de dilatare în intervalul 25-75°C, eșantioane condiționate termic în 2 cicluri.
Astfel, se poate observa faptul că fenomenele de relaxare ale polimerului matricei compozitului sunt predominant mai mari în cazul temperaturilor mai mari decât cele de tranziție în stare sticloasă, iar arhitectura cu 5 straturi de pre-preg cu fibre de carbon nu evidențiază diferențe mari între coeficienții de dilatare liniari de la un ciclu termic la celălalt, indiferent de intervalul de temperatură în care se efectuează analiza. și în acest caz, așa cum a fost evidențiat și în subcapitolele anterioare, această configurație arhitecturală constituie o configurație optimă, care poate asigura individual o funcționalitate optimă a structurii ortotice proiectate. Acesta este și motivul pentru care această arhitectură în 5 straturi se regăsește în cel mai mare procent în configurația elementului ortotic analizat.
Fig. 6.36. Valori comparative ale coeficientului de dilatare în intervalul 150-200°C, eșantioane condiționate termic în 2 cicluri.
Suplimentar, cercetările experimentale au evidențiat faptul că odată cu creșterea numărului de straturi de pre-preg-uri din fibră de carbon, în cadrul structurii au loc mai multe tranziții de fază comparativ cu celelalte tipuri de arhitecturi, fibra de carbon în exces constituind factorul predominant în evoluția cu temperatura a fenomenelor de dilatare. În tabelul 6.15 sunt furnizate valorile temperaturilor la care au loc aceste transformări de fază cât și valorile coeficienților de dilatare asociați.
Tabelul 6.15. Valorile temperaturilor de transformare și a coeficienților de dilatare liniară.
6.7. Concluzii
Analiza experimentală a eșantioanelor din materiale compozite elaborate în cadrul acestei teze de doctorat au permis identificarea principalelor proprietăți de material (ex. mecanice, termo-fizice), a principalilor factori de influență care contribuie la modificările din comportamentul acestora în exploatare.
Capitolul 7
Concluzii finale. Contribuții originale. Modul de valorificare a rezultatelor și direcții viitoare de cercetare
7.1. Concluzii finale
Studiul privind comportamentul biomaterialelor din structura biosistemelor a avut drept bază de pornire importanța pe care o au caracteristicile biomaterialelor, asupra stării de sănătate a omului în general, și respectiv punctual, al biocompozitelor, stratificate epoxi armate cu fibre de carbon în îmbunătățirea calității vieții sportivilor amputați transtibial purtători de lamele protetice „J”. Cu cât se stabilesc noi metode de analiză a caracteristicilor mecanice și termice ale materialului lamelei protetice „J” cu atât se micșorează distanța, extrem de sensibilă, dintre confortul și siguranța în mișcare a piciorului natural și a celui amputat transtibial protezat cu lamela protetică „J”.
Cloncluzile finale privind modul de abordare și de instrumentare a cercetării teoretice și experimentale derulate în lucrare pot fi descrise, prin comparație, cu obiectivele propuse la începutul lucrării. Nu trebuie uitat că realizarea fiecărui obiectiv conferă lucrării acuratețe și totodată credibilitate științifică.
Primul obiectiv a constat în realizarea unui studiu sistematic și actual al structurii și comportamentului biomaterialelor în cadrul biosistemelor. De la început se remarcă prezența de interacțiuni sinergice implicate în manufacturarea biomaterialelor. În acest context se reafirmă rolul de bază al ingineriei medicale – realizarea de biomateriale și dispozitive medicale. Și în momentul de față dispozitivul medical este definit sistematic printr-o largă plajă de reprezentări constructive corespunzătoare tipologiei biosistemelor fiind totodată asociat și cu diverse utilizări în tratamente, cure, atenuări de fenomene clinice patologice etc. Gama biomaterialelor este structurată în cinci principale grupe: biomateriale naturale, biomateriale metalice, biomateriale ceramice, biomateriale polimerice, biomateriale compozite. Fiecare dintre aceste categorii sunt caracterrizate prin comportamente (proprietăți) specifice ce le recomandă în diverse aplicații medicale din structura biosistemelor.
Determinarea comportamentelor biomaterialelor se efectuează cu metode și procedee de evaluare mecanice, termice, chimice etc. În aceste categorii de evaluări prezintă un interes esențial îndeplinirea cerințelor de biocompatibilitate și biofuncționalitate. În finalul primului obiectiv de cercetare se acordă o atenție aparte biomaterialelor compozite lucru firesc având în vedere firul logic al cercetării lucrării și anume analiza comportamentului materialelor compozite stratificate epoxi armate cu fibre de carbon. Se evidențiază că evaluarea comportamentului mecanic al materialelor compozite stratificate polimerice armate cu fibre este direcționată pe tipuri de cercetări experimentale în cadrul cărora se evidențiază în funcție de caracteristica funcțională a materialului testele (standardizate) la compresiune și încovoiere. Aceste teste sunt însoțite și de evaluări (încercări) ale comportamentului termic.
Al doilea obiectiv a constat în elaborarea unei metode de analiză, sub aspect anatomic și biomecanic a membrului inferior. În realizarea acestui obiectiv în cadrul lucrării de doctorat, s-a decis efectuarea unui studiu sistematic și sintetic referitor la mișcările efectuate de corpul uman cu ajutorul aparatului locomotor. În cercetare s-au avut în vedere mișcările realizate de sistemul locomotor al membrului inferior. Acest sistem este următoarea reprezentare mulțimea (finită) a formațiunilor osoase, pe scurt sistemul osos, mulțimea articulațiilor, sistemului articulațiilor, mulțimea mușchilor, mulțimea tendoanelor și mulțimea altor componente anatomice, mulțimea relațiilor stabilite de membrul inferior cu mediul înconjurător și respectiv mulțimea scopurilor urmărite în cadrul sistemului locomotor al membrului inferior.
În acest context, în lucrare s-au efectuat următoarele cercetări cu privire la:
sistemul osos al membrului inferior alcătuit din centura membrului inferior, oasele coapsei, oasele gambei, oasele piciorului și oasele degetelor, existente la ambele membre înferioare drept și stâng. În lucrare acest sistem este analizat sistemic sub aspect anatomic cât și biomecanic;
sistemul articulațiilor membrului inferior alcătuit din articulațiile bazinului, articulația șoldului (articulația coxo-femurală), articulația gambei articulația ghenunchiului și articulația gleznei. În lucrare acest sistem este analizat sistemic sub aspect anatomic cât și biomecanic;
biomecanica mersului la persoana normală anatomică;
biomecanica alergării la persoana normală anatomică;
biomecanica alergării și sprintului la amputații de gambă cu proteză sportive în a căror construcție se folosește lamela protetică „J”.
Mișcările realizate de sistemul locomotor membru inferior și respectiv de fiecare categorie de articulație au fost analizate în raport cu sistemul de referință ce cuprinde axele și planele spațiale principale ale corpului uman în poziția anatomică standard. Astfel s-au analizat condițiile de realizare a mișcărilor de flexie-extensie, mișcările de abducție-adducție, mișcările de rotație totală, formate din rotația internă și cea externă, mișcarea de circumducție, mișcările de pronație și de supinație. În lucrare, s-a accentuat faptul că în cursul diferitelor mișcări și poziții pe care le au, componentele membrului inferior, bazinul, șoldul, coapsa, genunchiul, gamba, glezna și piciorul acționează ca un lanț cinematic deschis (fără rezemare la sol) sau închis (cu rezemare pe sol). Natura lanțului cinematic a membrului inferior determină și tipul pârghiei sub care funcționează componenta membrului inferior. Stabilirea tipurilor de pârghii sub care se comportă componentele membrului inferior are pe lângă interesul clinic legat de patologia membrului inferior, și unul legat de proteza unui membru sau a ambelor membre inferioare. O latură însemnată în realizarea celui al doilea obiectiv o constituie cercetarea teoretică efectuată în lucrare privind biomecanica mersului și alergării la persoanele normal anatomic și respetiv biomecanica alergării și sprintului la amputații de gambă cu proteze sportive a lamelelor protetice.
Această cercetare are ca punct de plecare fazele mersului (faza de sprijin-aproximativ 60% din ciclu și faza de balans sau de oscilație – aproximativ 40% din ciclu) și pe cele ale alergării (faza de sprijin și faza de zbor). Ca urmare se definesc, în detaliu parametrii ce caracterizează mersul și alergarea: parametri spațio-temporali; parametri cinematici și parametri cinetici.
Analiza acestor parametrii permite determinarea cinematico – cinetică a caracteristicilor ce definesc biomecanica mersului și alergării. Astfel, mersul corespunde unei activități musculare, ciclice coordonate și autonomă, activitate condusă de centrii nervoși corticali. În cadrul acestei activități contribuția principală o are musculatura membrelor inferioare ce acționează asupra articulațiilor membrelor, articulația coxo-femurală, articulația genunchiului, articulația gleznei și articulația piciorului.
În cazul alergării parametrii cinetici definesc comportamentul centrului de greutate a corpului și mișcările efectuate de componentele membrului inferior în timpul fazei de sprijin și a fuleului. Ca și la mers parametrii cinetici definesc modul de acțiune a forței de reacție a solului. Condițiile de deplasare verticală a centrului de greutate a corpului și respectiv rigiditatea membrului inferior evaluată după modelul „arc-masă”.
O componentă însemnată a cercetării biomecanice a membrului inferior este cuprinsă în biomecanica alergării și sprintului la amputații de gambă cu proteze sportive cu lamele protetice „J”. Studiul parametrilor cinematici pun în evidență două principale particularități ale mișcării de alergare: lamela protetică reproduce în fazele de sprijin și fuleu întâlnite la alergare cu piciorul valid; la sfârșitul fazei de sprijin lamela protetică își reia forma inițială prin eliberarea energiei înmagazinate în faza de sprijin, prin aceasta propulsează corpul înainte.
Al treilea obiectiv a constat în elaborarea de metode teoretice de analiză a comportamentului biomaterialelor compozite epoxidice armate cu fibre de carbon din construcția lamelelor protetice „J”. Acest obiectiv a inclus, la început, caracteristicile de producție ale lamelelor protetice „J” în sensul că pot fi fabricate în două variante constructive: 1 sub formă de piesă monobloc prin procedeul de turnare prin RTM – Resin Transfer Molding; 2 sub forma unui stratificat format din lamele preimpregnate de compozit epoxi armat cu fibre de carbon.
Alegerea celor două metode de fabricare a lamelelor „J”, în raport cu alte procedee de fabricație, este condiționată în primul rând de raportul performanță-volum de producție. În cadrul obiectivului al treilea s-a urmărit principalele aspecte legate de aceste două procedee de fabricare cu insistarea însă asupra comportamentului lamelei realizată din compozitul stratificat. În urma simulării cu ajutorul programului specializat Autodesk Moldflow Insight 2012® procesului de injecție a lamelei protetice prin procedeul RTM, s-au obținut informații tehnologice privind o serie de principale caracteristici ale procesului de injecție, ce sunt importante la optimizarea procesului real de fabricarea a lamelei protetice: viteza medie de curgere a materialului în matriță, prezența și distribuția golurilor de aer, orientarea elementului injectat, distribuția câmpului deformațiilor în interiorul elementului, variația câpurilor de presiune în timpul și după finalizarea procesului de injecție, timpul necesar polimerizării materialului. Aceste date tehologice obținute în urma procesului de simulare permit derularea unei analize DOE care să faciliteze cel mai mult calitatea lamelei protetice obținută prin injecție cu procedeul RTM.
Proiectarea judicioasă a lamelei protetice „J” construcția din stratificat cu lamele epoxi armate cu fibre de carbon, cât și analiza caracteristicilor de utilizare ale acesteia, necesită efectuarea unui studiu teoretic al comportamentului mecanic și termic a materialului. Studiul prezentat în lucrare, are drept bază de plecare ipotezele generale ce definesc compozitele stratificate epoxi armate cu fibre de carbon. În esență, lamina este omogenă și ortotropă, liniar elastică și nu are tensiuni inițiale. În studiu, se determină legea de elasticitate a laminei în condițiile în care sarcinile exterioare ce o solicită acționează pe direcțiile sistemului local de coordonate, atașat laminei, și pentru o stare plană de tensiune. Legea de elasticitate a laminei este determinată și pentru situația, curent întălnită în practică, când sarcinile exterioare ce o solicită pe direcțiile axelor sistemului global de coordonate, atașat stratificatului. În acest caz, direcțiile de solicitare ale laminei nu coiencid cu direcțiile sistemului local de coordonate al acestuia. Pe baza schemei de solicitare a stratificatului alcătuit din K (K = 1-N) lamine ce au unghiurile de înclinare , s-a determinat legea de elasticitate a compozitului. La determinarea acestei legi s-au avut în vedere două principale condiții: laminele compozite ale stratificatului sunt aderente una față de cealaltă; laminele componente suportă aceleași deformații într-un punct dat a stratificatului.
În cercetare s-a relizat un studiu privind comportamentul termic al materialului compozit, definit prin conductivitate termică, coeficient de dilatare termică și respectiv capacitatea termică. Se evidențiază importanța pe care o prezintă modelele teoretice pentru predicția coeficienților de dilatare termică a materialelor compozite stratificate armate cu fibre unidirecționale.
În cadrul celui de-al treilea obiectiv s-a propus și efectuarea unei simulări a comportamentului mecanic a stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon din construcția lamelei protetice, simulare ce este efectuată în lucrare. Pentru simulare s-au folosit următoarele date de gabarit și caracteristici constructive ale lamelei protetice: lungimea – 290 mm; lățimea variabilă pe lungimea lamelei cu valori între 40 mm la capătul de prindere pe proteză și 50 mm la capătul liber ce vine în contact cu solul; grosimea de 6 mm, constantă pe toată lungimea lamelei; stratificatul este alcătuit din șase lamele compozite preimpregnate armate cu țesătură din fibre de carbon, tip diagonală. Pentru simulare s-au parcurs următorii pași: discretizarea lamelei protetice „J” definirea condițiilor limite de încărcare; definirea cazurilor de încărcare și definirea materialului și a caracteristicilor acestuia.
Simularea s-a efectuat în regim de analiză statică și respectiv dinamică. Rezultatele procesului de simulare permit următoarele concluzii: deplasările în lamelă se micșorează pe măsură ce scade și forța de solicitare. Prin urmare, alegerea dimensiunilor de gabarit ale laminei trebuie personalizată în funcție de caracteristicile anatomice ale sportivului amputat transtibial purtător de lamelă protetică „J”; simularea în regim dinamic evidențiază condițiile reale de comportare mecanică a lamelei protetie; în cazul în care lamela are o grosime variabilă, mai mica la vârf, se îmbunătățește comportamentul mecanic al laminei protetice.
În lucrare, se efectuează și o simulare, folosind softul Virtual Lab V9, privind rezistența compozitului stratificat epoxi armat cu fibre de carbon folosit la construcția lamelei protetice „J” pentru condiții normale de utilizare a lamelei și pentru diferite sarcini aplicate laminei respectiv grosimi ale acesteia (grosime constantă în lungul lamelei).
Rezultatele simulării evidențiază condițiile de rezistență ale materialului lamelei protetice „J” în condiții de solicitare statică și respectiv dinamică.
Al patrulea obiectiv a constat în elaborarea de noi și performante metode de determinare experimentală a comportamentului mecanic și termic al compozitului stratificat epoxi format din lamele cu țesături preimpregnate armate cu fibre de carbon. Metodologia de cercetare experimentală a urmărit întocmirea unei proceduri de determinare a caracteristicilor mecanice: metoda de încercare la compresiune; metoda de încercare la îndoire și metoda de analiza DMA-Dynamical Mechanical Analyser. Includerea metodei DMA în procedurile de testare a proprietăților mecanice a stratificatului oferă date suplimentare privind comportamentul mecanic acestuia.
7.2 Contribuții originale
Teza de doctorat „Metode și mijloace de analiză a comportamentului materialelor din structura biosistemelor” îmbină în esență elementelor de cercetare din domeniile: anatomia omului, biomateriale, biomecanica mișcărilor aparatului locomotor al membrului inferior, materiale compozite stratificate epoxi armate cu fibre de carbon, încercarea mecanică a materialelor etc. Se remarcă caracterul multidisciplinal al cercetării nota de originalitate a cercetării științifice este exprimată prin contribuțiile personale cât și originale aduse de către autor prin intermediul modului de abordare a obiectivelor lucrării, sintezele prezentate și respectiv modul de desfășurare al cercetărilor experimentele. Se prezintă mai jos, structurate pe capitolele lucrării aceste contribuții.
Primul capitol intitulat „Introducere” prezintă într-o abordare sistemică aspectele care motivează tematica cercetării. Contribuțiile originale ale acestui capitol pot fi rezumate:
necesitatea extinderii cercetărilor sistematice privind comportamentul mecanic și termic al materialului lamelei protetice din construcția protezei la sportivii amputați transtibial. Acest material este reprezentat de compozit epoxi armat cu fibre de carbon.
Capitolul doi intitulat „Stadiul actual al cercetării în domeniul tezei” prezintă sinteza stadiului actual al cercetării în domeniul comportamentului biomaterialelor din structura biosistemelor. În acest capitol contribuțiile originale sunt următoarele:
efectuarea unui studiu bibliografic complex a conceptului de comportament a biomaterialelor din structura biosistemelor;
abordarea sistematică a structurii biomaterialelor din cadrul biosistemelor în corelare cu aspectele specifice ale comportamentului și a metodelor de determinare a acestora;
modelul de abordare sistematică a procesului de degradare a biomaterialului realizat pe baza unui cercetări bibliografice actuale;
realizarea sintezei privind factorii ce determină comportamentul mecanic a biocompozitelor stratificate armate cu fibre cât și a metodelor de determinare a acestuia.
Capitolul patru intitulat „Metodică de analiză a caracteristicilor anatomice și biomecanice ale membrului inferior” poate fi caracterizat prin următoarele contribuții originale:
structura metodicii de cercetare a caracteristicilor anatomice și biomecanice ale membrului inferior. Prin această metodică sunt abordate sistemic mișcările realizate de către membrul inferior în interacțiunile cu sistemul osos, sistemul articulațiilor și cu cinematica și cinetica mersului și alergării;
abordarea sistemică a parametrilor mersului și alergării: parametrii spațio-temporali, parametrii cinematici și parametrii cinetici;
studiul, în logica mișcării locomotorie a mersului și alergării, a modului de acționare a forței de reacție a solului asupra corpului uman;
prezentarea într-o manieră sistematică a mecanismelor ce definesc cinematica și cinetica alergării și sprintului la amputații transtibiali.
Capitolul cinci intitulat „Metode de analiză a comportamentului biomaterialelor compozite epoxidice armate cu fibre de carbon folosite în construcția lamelelor protetice în formă de „J” este un capitol care descrie teoretic comportamentul mecanic și termic al compozitelor stratificate epoxi armate cu fibre de carbon. Este un capitol care oferă informații necesare realizării lamelei protetice. Este caracterizat prin următoarele contribuții originale:
simularea procesului de injecție cu procedeul RTM a lamelei protetice „J”, cât și a epruvetelor necesare testelor mecanice;
particularizarea calcului comportamentului mecanic și termic a stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon pentru lamela proteică;
simularea comportării mecanice a stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon pentru diferite straturi a materialului lamelei „J”. Simularea a fost efectuată în regim static cât și dinamic;
simularea cu ajutorul programului LabView a rezistenței compozitului stratificat epoxi armat cu fibre de carbon pentru diferite încercări ale lamelei protetice și diferite grosimii ale acesteia;
Capitolul șase intitulat „Metode de determinarea experimentală a proprietăților mecanice ale biocompozitului stratificat armat cu fibre de carbon și rășină epoxidică folosit în contrucția lamelelor protetice în formă „J” este caracterizat prin următoarele contribuții originale:
elaborarea metodologiei de determinarea experimentală a proprietăților mecanice și termice a compozitului stratificat epoxi armat cu fibre de carbon;
definirea condițiilor de desfășurare a testelor mecanice și termice a stratificatului epoxi armat cu fibre de carbon în succesiunea 3, 5 și 7 straturi;
definirea construcției stratificatului: 3 straturi – 1 lamelă cu țesătură cu fibre unidirecționale învelită cu două lamele armate cu țesătură tip diagonală; 5 straturi – 3 lamele unidirecționale învelite cu două lamele cu țesătura tip diagonală; 7 straturi – 5 lamele unidirecționale învelite cu două lamele cu țesătură tip diagonală;
includerea testului DMA – Dynamical Mechanical Analysis, în metodologia de măsurare experimentală a caracteristicilor mecanice ale stratificatului armat cu fibre de carbon;
folosirea structurii stratificatului cu 3, 5 și 7 straturi în determinare caracteristicilor termice ale acestuia în configurația constructivă a stratificatului: 3 straturi – 1 lamelă cu țesătură cu fibre unidirecționale învelită cu două lamele armate cu țesătură tip diagonală; 5 straturi – 3 lamele unidirecționale învelite cu două lamele cu țesătura tip diagonală; 7 straturi – 5 lamele unidirecționale învelite cu două lamele cu țesătură tip diagonală.
7.3 Modul de valorificare a rezultatelor
Cercetările științifice efectuate asupra temei de doctorat și domeniilor adiacente ei, care
s-au întins pe o perioadă de trei ani, s-au materializat prin următoarele rezultate valorificate prin publicații în reviste de specialitate, prin contracte de cercetare și un brevet de invenție, sunt structurate în felul următor:
2 lucrări în ISI Jornal;
2 lucrări în ISI proceedings;
7 lucrări în conferințe internaționale cu comitet de program;
1 contract de cercetare;
1 brevet de invenție.
Dintre acestea, autorul este: la 1 – singur autor; la 6 – prim autor; la 4 – coautor;
Contracte de cercetare/propunere proiecte PN-II-PT-PCCA-2013-4-0860/membru: Dezvoltarea, testarea, și fabricarea unor structuri compozite hibride pe baza de constituenți naturali cu caracteristici performante și costuri reduse în vederea îmbunătățirii calității vietii.
Brevet de invenție nr a 2013 00388/23.05.2013: Dispozitiv pentru curățarea și uscarea încălțămintei.
7.4 Direcții viitoare de cercetare
Rezultatele teoretice și experimentale dezvoltate în prezenta teză de doctorat deschid noi căi de cercetare privind condițiile de utilizare a compozitelor stratificate în domeniul protezării membrului inferior amputat transtibial. În acest sens cercetările pot fi continuate în urmatoarele principale direcții:
studiul comportamentului mecanic a compozitului stratificat epoxi armat cu fibre de carbon realizat prin procese de injecție RTM;
realizarea de standuri pentru cercetarea experimentală a ansamblului proteză sportivă lamela protetică în formă de „J” și respectiv „C”;
realizarea de studii și cercetări privind optimizarea parametrilor cinetici la alergare și sprint la amputații de gambă cu proteze sportive;
concepția și testarea noilor idei de design pentru protezele transtibiale sportive cu lamele protetice;
cercetări privind optimizarea cercetărilor experimentale a stratificatelor epoxi formate din lamele cu țesături în diagonală, impregnate folosind metoda DMA.
Bibliografie
[Ala.09] Alagha, R., Deviațiile axiale ale genunchiului la copil, Teză de doctorat, Facultatea de Medicină Generală, Iași, 2009.
[Ală.97] Alămoreanu, E., Chiriță, Bare si plăci din materiale compozite, Ed. Tehnică, București, 1997.
[Alb.98] Albu, I., Georgia, R., Vaida, Al.: Anatomia omului. Aparatul locomotor. vol. 1, Ed. Bic All, București, 1998.
[Alt.03] Altieri, C., Flores, J., Gonzalez, V., Rodríguez, A., Biomechanics of orthopaedic fixations. available from: www.docstoc.com/…/BIOMECHANICS-OF-OR, accesed: 2012.
[Alm.12] Almeida, A., Introduction to biomaterials.nebm.ist.utl.pt/repositorio/download/ 2703/0, accesat: 2012.
[Ami.09] Amine, El. N., Comportement électrochimique et propriétés mécaniques de l’alliage de Titane Ti6Al4V. Effet des traitements de surface. These, L’ Universite Mentouri de Constantine, Algeria, 2009.
[Ams.06] Amsden, B., Biomaterials. available from: www.chemeng.queensu.ca/…/biomaterials1, 2006, accesed: 2013.
[Amz.02] Amza, Gh., Rîndașu, O., Dumitru, M. G., Amza, Gh. C., Tratat de tehnologia materialelor. Ed. Academiei Române, București, 2002.
[Ang.99] Angelova, N., Hunkeler, D., Rationalizing the design of polymeric biomaterials. TIBTECH October, Vol.17, pp. 409-421, 1999.
[Ant.86] Antonescu, D., Buga, M., Constantinescu, I., Iliesu, N., Metode de calculși tehnici experimentale de analiza tensiunilor în biomecanică, Ed. Tehnică, București, 1986.
[Arm.05] Armand, St., Analyse quantifiée de la marche : extraction de connaissances à
partir de données pour l'aide à l'interprétation clinique de la marche digitigrade, Thèse, L'universite de Valenciennes et du Hainaut-Cambresis, 2005.
[Arn.13] Arnoul, L., Berdoulet, P., Cangardel., Goix, S., Le syndrome femoro patellaire, available from: www.medico-sport.com/…/Le_syndrome_femo, accesed: 2013.
[Art.03] Artner, J., The basics introduction to skeletal anatomy. În: Atlas of human skeletal anatomy, Artner, J., Gergelova, K., Peknz, P., pp. 1-22, available from: www.slideshare.net/…/atlas-of-humanskeletalan, accesed: 2003.
[Ash.05] Ashby, F. M., Materials selection in mechanical design. Third edition, ISBN 0 7506 6168 2, Butterworth-Heinemann, Elsevier, Pergamon Press, 2005.
[Ass.07] Assad, M., Biotechnology: A Reader’s Guide to Selected Sources, available from:
http://www.bibalex.org/Libraries/Presentation/Static/Biotechnology.pdf, 2007, accesed: 2012.
[Avr.13] Avramescu, T. E., Bazele anatomice ale miscării, available from: cis01.central.ucv.ro/educatie_fizica-kineto/pdf/…/carte_anatomie_LP.pdf, accesed: 2013.
[Ayy.97] Ayyappa, E.: Normal human locomotion. Part I. Basic cocept and terminology. American Academy of Orthesis and Prosthesis, Journal and prosthesis and orthesis, vol.9, no. 1, 1997, available from: www.oandp.org › … ›, accesed: 2012.
[Ayy.97.a] Ayyappa, E.: Normal human locomotion. Part II. Motion, groud reaction forces and muscles activity. American Academy of Orthesis and Prosthesis, Journal and prosthesis and orthesis, vol.9, no. 2, 1997, available from: www.oandp.org › … ›, accesed: 2013.
[Aza.06] Aza de, N. P., Progress in bioceramic materials, In: Ceramics and composite materials: New research, pp. 101-132, B. M. Caruta (eds.), ISBN 1-59454-370-4, Ed. Nova Science Publishers, Inc., 2006.
[Bac.77] Baciu, C., Anatomia funcțională și biomecanica aparatului locomotor (Cu aplicații la educația fizică). Ed, III-a, editura Sport-Turism, București, 1977.
[Bac.81] Baciu, C., Aparatul locomotor (Anatomie funcțională, biomecanică, semiologie clinică, diagnostic dierențial). Ed. Medicală, București, 1981.
[Bah.11] Bahije, L., W.Rerhrhaye, W., N.Merzouk, N., Zaoui, F., La corrosion bactérienne des alliages orthodontiques en NiTi dans le milieu buccal. available from: http://www.fmdrabat.ac.ma/wjd/V5N1/4corrosion.htm , accesed: 2012.
[Baï.04] Baïotto, S., Modele viscoelastique de remodelage osseux: approches theorique, numerique et experimentale, These, Universite Paris XII,-Val de marne, 2004.
[Bal.07] Balazic, M., Kopac, J., Jackson, J. M., Ahmed, W., Review: titanium and titanium alloy applications in medicine. International Journal of Nano and Biomaterials, vol. 1, no. 1, pp. 3-34, 2007.
[Bat.09] Batich, Cr., Leamz, P., Biopolymers. În: Biomedical Engineering and Design Handbook: Fundamentals. Vol. 1, eds. M. Kutz, ISBN 0-07-149838-9, Eds, McGraw-Hill Companies, Inc. USA, 2009.
[Bau.13] Bauer, S., Schmuki, P., Mark der von, K., Park, J., Engineering biocompatible implant surfaces, Part I: Materials and surfaces. Progress in Materials Science, no. 58, pp. 261–326, 2013.
[Bau.12] Baum, S. B., Kinetics in individuals with unilateral transtibial amputations using running-specific prostheses, Dissertation, The University of Maryland, 2012.
[Bej.08] Bejinaru Mihoc, Gh., Pop, A., Ciofoaia, V. și Mitu, L., Systemic approach to technological transfer. Annals of the Oradea University. Fascicle of Management and Technological Engineering, vol. VII (XVII), pp.1911-1916, 2008.
[Bej.10] Bejinaru Mihoc, Gh., Pop, A. P., Mitu, L, G, Geaman, H, Bejinaru Mihoc, Al., Characteristics of the composite materials cutting process, Bul. 3rd International Conference Advanced Composite Materials Engineering COMAT 2010’’ Brașov, 2010
[Bej.11] Bejinaru Mihoc, Gh., Pop, A., Geaman, H., Cazangiu, D., Mitu, L., (2011). A review of the drilling processes of composite materials. Annals of the Oradea University. Fascicle of Management and Technological Engineering, vol. X (XX), no.1. pp. 4.5-4.12, 2011.
[Ber.12] Berthelot, J.-M., Matériaux composites (5ème édition) : Comportement mécanique et analyse des structures. ISBN 978-2743014506, Eds. Tec & Doc, Lavoisier, 2012.
[Bes.12] Besier, Th., Prosthetics and Orthotics: A Review of Literature, available from: www.siliconcoach.com/…/Prosthetics_and_Orth., accesed :2012.
[Bie.07] Bieuzen, Fr., Influence des proprietes musculaires sur un exercice de
locomotion humaine : de l’efficience a la deficience motrice, Thèse, Université du Sud Toulon-Var, 2007.
[Bid.09] Bidlack, Ch., The prohibition of prosthetic limbs in american sports: the issues and the role of the americans with disabilities act. Marquette Sport Law Review, vol.19, no. 2, pp. 613-637, 2009.
[Bil.03] Biltresse, St., Promotion de l’adhésion cellulaire par le couplage covalent de peptidomimétiques sur une membrane polymère. These, Université Catholique de Louvain, Louvain, 2003.
[Bla.03] Blackwood, J. D., Biomaterials: Past successes and future problems. Corrosion Reviews, no. 21, pp. 97-124, 2003.
[Bla.12] Blanchi, J. P., Trouillon, P. P. M., Vaussenat, R., Biodynamique de la course. Role du membre oscillant, available from: visio.univ-littoral.fr/revue-staps/pdf/31.pdf, accesed : 2012.
[Bol.12] Bolcu, C-tin., Considerații privind utilizarea unor polimeri sintetici ca biomateriale. Știința și viața noastră-Revistă de informare, pp. 1-9, 2012.
[Boi.02] Boini, M., Cinesiologie du membre inferieur, available from: naifox.free.fr/K1/Cinesio…/La%20hanche.doc., 2002.
[Bra.94] Bratu, D., Colojoară, C., Leretter, M., Ciosescu, D., Țuculescu-Uram, S., Romînu, M., Materiale dentare. Materiale utilizate în laboratorul de tehnică dentară. Vol. 3, ISBN 973-9159-69-9, Ed. Helicon, Timișoara, 1994.
[Bre.97] Breard, J., Modélisation numérique de la phase de remplissage du procédé RTM et
détermination expérimentale de la perméabilité d'un renfort fibreux., Thèse, Université
du Havre, France, 1997.
[Bre.09] Brendel, M. Ch. Biocompatibility of polymer implants for medical applications. Thesis, The University of Akron, 2009.
[Bre.13] Breitbart, S. A., Ablaza, J. V., Implant materials, În: Grabb and Smith's Plastic Surgery, Sixth Edition, (eds.) Charles H. Thorne, ISBN: 9781451109559, Lippincott Williams & Wilkins, Hardbound , 2013.
[Bro.06] Bronzino, D. J (ed.)., The Biomedical engineering handbook, Third edition, Medical devices and systems. ISBN 978-0-8493-2122-1, CRC Press, Taylor & Francis Group, Boca Raton, 2006.
[Bru.04] Brunski, B. J., Metals. În: Biomaterials science. An Introduction to materials in medicine. 2nd Edition, pp. 137-153, eds., B. D. Ratner., B. D., Hoffman., Fr. J. Schoen., J. E Lemons, ISBN 0-12-582463-7, Ed. Elsevier, Academic Press, San Diego, California, 2004.
[Brü.09] Brüggemann, P-G., Double amputee sprinting – biomechanical challenge, mechanical advantage or just a different kind of locomotion, , available from: www.playthegame.org/…/Gert-Peter_Bruggema, 2009.
[Brü.07] Brüggemann, P-G., Arampatzis, A., Emrich, F., Biomechanical and metabolic analysis of long sprint running of the double transtibial amputee athlete O. Pistorius using Cheetah sprint prostheses, Confidential report 1512, Institute of Biomechanics and Orthopaedics German Sport University Cologne, Köln, 2007.
[Brü.08] Brüggemann, P-G., Arampatzis, A., Emrich, F., Potthast, W., Biomechanics of double transtibial amputee sprinting using dedicated sprinting prostheses, Sports Technology, vol.1, no. 4–5, pp. 220–227, 2008.
[Buc.00] Buckley, G. J., Biomechanical adaptations of transtibial amputee sprinting in athletes using dedicated prostheses, Clinical Biomechanics, no.15, pp. 352-358, 2000.
[Bul.12] Bulancea, V., Biomateriale. available from: http://www.tuiasi.ro/users/112/V.%20 Bulancea-Biomateriale.pdf, 2012, accesed :2013.
[Bul.13] Buliga, D., Prezentare generală a exoprotezelor de membru inferior. pp.1-47, ro.scribd.com/doc/141942058/Exo-Prote-Ze, 2013.
[Bus.99] Bush, B. R., A Bibliography of Monographic Works on Biomaterials and Biocompatibility: Update II. Journal of Biomedical Materials Research, no. 48, pp. 335-341, 1999, available from: pe www.biomaterials.org/…/pub_mwbb.pdf, accesed : 2012.
[Cha.03] Chai, M-H., Biomechanics of Running, available from: www.hydra-gym.com/…/RSH_Biomechanicsofr, 2003.
[Cha.05] Chaouki, H., Chtaini, A., El Bouadili. A., Resistance a la corrosion des alliages
utilises comme implants en milieu biologique.Scientific Study & Research, vol. VI, no.1, pp.35-42, 2005.
[Chi.09] Chiriță, Gh.,Chiriță, M., Tratat de biomolecule. vol.1. ISBN 978-973-670-321-8, Ed. SedCom Libris, Iași, 2009.
[Che.99] Chez, L, M., Etudes géométrique, cinématique et dynamique du système musculo-squelettique. Applications cliniques et ergonomiques, Thèse, L’Université Claude Bernard – Lyon I, 1999.
[Chu.10] Chung, L. D. D., Composite Materials. Science and Applications, Second edition, ISBN 978-1-84882-830-8, Springer London Dordrecht Heidelberg NewYork, 2010
[Cio.05] Ciofoaia,V., Pascu, M., Practical guide to polyethylene, Rapra Technology Limited, ISBN: 1-85957-493-9, Shropshire, 2005.
[Coh.09] Cohn. H., Bioceramics. În: Biomedical Engineering and Design Handbook: Fundamentals. Vol. 1, M. Kutz (eds), ISBN 0-07-149838-9, Eds, McGraw-Hill Companies, Inc. USA, 2009.
[Con.98] Constantinescu, A., Criterii de alegere rațională a oțelurilor. Volumul I, Oțelurile inoxidabile. ISBN 973-0187-69-2, OID.ICM, București, 1998.
[Cut.09] Curtu, I., Motoc Luca, D., Micromecanica materialelor composite, Ed. Universitatea Transilvaniadin Brasov, 2009.
[Cyn.11] Cynober, M., Le marché des dispositifs médicaux implantables. Analyse et recommandations. available from: www.aiefc.org/…/le-march-des-dmi-etude.pdf, 2011, accesed : 2012.
[Dao.10] Dao, T, T,. Modélisation du système musculosquelettique des membres inférieurs:Modèle biomécanique vs. méta modèle, Thèse, Universite de Technologie de Compiegne, 2010.
[Das.08] Das, R., Sress relaxation behavior of carbon fiber-epoxy prepreg composites during and after cure. Thesis, The faculty of the graduate school of Wichita state university, 2008.
[Das.09] Das, R., Burman, D. M., Mohapatra, S., Prosthetic Foot Design for Transtibial Prosthesis, Indian Journal of Biomechanics: Special Issue, NCBM , pp. 142-146, 2009.
[Dav.03] Davis, R. J. (ed.), Handbook of materials for medical devices. ISBN: 0-87170-790-X, ASM International, Materials Park, OH 44073-0002, 2003.
[Ded.81] Dedieu, Ph., Dinamique de coordination chez l 'homme De la coordination intra-membre á la coordination inter-membres, Thèse L’Universitè de Touluse, 2011.
[Del.06] Delvat, E., Contribution au développement de nouveaux alliages biocompatibles
à base de titane. Thèse, L’Institut National des Sciences Appliquées de Rennes, Rennes, 2006.
[Des.08] Desai, S., Bidanda, B., Bártolo, P., Metallic and ceramic biomaterials: current and future developments. În: Bio-Materials and Prototyping Applications in Medicine, Eds. P. Bártolo și B. Bidanda, ISBN: 978-0-387-47682-7, pp. 1-14, Springer Science+Business Media, New YorkLLC, 2008.
[Dis.99] Disegi, A. J., Kennedy, L. R., Pilliar, R., eds, Cobalt-base alloys for biomedical applications, ISBN 0-8031-2608-5, Ed. ASTM STP 1365, 1999.
[Div.05] Divert, C.,Influence du chaussage sur les caractéristiques mécaniques
et le coût énergétique de la course à pied, Thèse, Université Jean Monnet de Saint-Étienne, 2005.
[Dja.07] Djamo, O., Anatomie. ISBN 978-973-725-765-9, Ed. Fundației România de Mâine, București, 2007.
[Dom.06] Domșa, Șt., Selecția și proiectarea materialelor, ISBN 973-662-213-4, Ed. U. T. Press, Cluj-Napoca, 2006.
[Dro.12] Drosescu, P., Poeană, M., Anatomia. Universitatea „Al. I .Cuza” Iași,
Facultatea de Educație Fizică și Sport, Iași, 2012.
[Dru.11] Drugă, N-C., Contribuții la studiul în exploatare a elementelor de protezare. Teză de doctorat, Universitatea ,,Transilvania’’ din brașov, 2011.
[Dug.05] Dugan, A. Sh., Bhat, P. K., Biomechanics and analysis of running gait, Physical Medicine Rehabilitation Clinics of North America, no.16, pp.603–621, 2005, available from: demotu.org/…/DuganPMRCNA05running.pdf, accesed: 2012.
[Eit.13] Eitel, J., Fabricating with Prepreg Carbon Fiber, The O&P EDGE, 2013, available from: www.oandp.com/articles/2013-02_09.asp.
[Eli.08] Elias, N. C., Lima, C. H. J., Valiev, R., Meyers, A. M., Biomedical applications of titanium and its alloys. JOM, pp. 46-49, 2008.
[Els.11] Elshahawy, W., Biocompatibility. În: Advances in ceramics – electric and magnetic ceramics, bioceramics, ceramics and environment. ISBN 978-953-307-350-7, Intechweb. Org. Croația, 2011.
[Ezu.97] Ezugwu, O. E., Wang, Z. M., Titanium alloys and their machinability- a review. Journal of Materials Processing Technology, vol. 68, pp. 262-274, 1997.Z.M. Wang.
[Fai.03] Faivre, A., Conception et validation d’ un nouvel outil d’analyse de la marche, Thèse, L’Universite de Franche-Comte, 2003.
[Far.98] Farley, T. C., Ferris, D. P., Biomechanics of walking and running: center of mass movements to muscle action, Exercise and Sport Sciences Reviews,; no. 26, pp. 253-85, 1998.
[Fat.99] Fatikow, S., Rembold, U., Tehnologia microsistemelor și microrobotică. Trad. din lb. engleză, Ed. Tehnică, București, 1999.
[Fer.98] Ferris, P.D., Louie, M., Farley, T. C., Running in the real world: adjusting legstiffness for different surfaces, Proceedings of the Royal Society B: Biological Sciences, no. 265, pp. 989 – 994, 1998.
[For.13] Foreman, J., Reed, K., Dynamic Mechanical Analyzers: How do they work?. TA Instruments, pp. 1 TA229-3 TA229, available from: www.tainstruments.com/library_download.aspx., ?, accesed: 2013.
[Fro.04] Froes (Sam), H. F., Titanium Alloys. În: Handbook of Advanced Materials, eds. James K. Wessel, ISBN 0-471- 45475-3, ed. John Wiley & Sons, Inc., 2004.
[Gai.02] Gailey, R., The biomechanics of amputee running, The O&P EDGE, available from:
www.oandp.com/articles/2002-10_02.asp. , 2002.
[Gas.12] Gasq, D., Molinier, Fr., Lafosse, M-J., Physiologie, methodes d,explorations et troubles de la marche, available from: www.medecine.ups-tlse.fr/…/Physiologie&Meth., accesed: 2012.
[Gee.09] Geetha, M., Singh, K. A., Asokamani, R., Gogia, K. A., Ti based biomaterials, the ultimate choice for orthopaedic implants – A review, Progress in Materials Science, no. 54, pp. 397–425, 2009.
[Ger.81] Geru, N., Metalurgie fizică. Ed. Didactică și Pedagogică, București, 1981.
[Gil.04] Gillet, Ch., Analyse biomecanique de la marche et proposition de classes de marcheurs – application au portage de sacs a dos. These, L’Université de Valenciennes et du Hainaut-Cambrésis, 2004.
[Gor.91] Gordon J. A., The sacroiliac joint: review of anatomy, mechanics, and function. Journal of Orthopaedic & Sports Physical Therapy, 13:2 February, pp. 71-84, 1991.
[Gor.01] Gornall, D. ed., History of the European Society for Biomaterials. ISBN: 84-699-9697-5, 2001.
[Gre.12] Greener, J., Wimberger- Friedl , R., Precision Injection Molding, ISBN 3-446-21670-7, available from: http://bilder.buecher.de/zusatz/20/20759/20759410_lese_1.pdf. accesed: 2012.
[Gre.09] Gregoire, G., Grosgogeat, B., Millet, P., Rocher, Ph., Alliages dentaires, Societe Francophone des Biomateriaux Dentaires (SFBD), 2009-2010, available from: umvf.univ-nantes.fr/odontologie/…/cours.pdf. accesed : 2012.
[Gro.04] Grøndahl, L. Materials for life: Bone biomaterials. available from: www.uq.edu.au/…/grondahll.html?uv…3, University of Queensland, 2004, accesed: 2013.
[Gro.09] Grosgogeat, B., Colon, P., La Corrosion. Université Médicale Virtuelle Francophone, available from: http://umvf.univ nantes.fr/odontologie/enseignement/chap6/site/html/cours. pdf, 2009-2010, accesed: 2011.
[Gui.13] Guidoum, A., Performances des matériaux et leur structure (Liaisons chimiques). available from: lmc.epfl.ch/files/…/Liaisons%20chimiques.pdf, accesed : 2013.
[Gui.00] Guillemot, F., Etude métallurgique d’alliages de titane pour applications biomédicales. These, L’Institut national des Sciences Appliquées rennes, rennes, 2000.
[Haϊ.05] Haïdopoulos, M., Etude expérimentale d’optimisation de procédés de modifications de surface de l’acier inoxydable 316 pour application aux dispositifs endovasculaires. Thèse, Faculté Des Sciences et Génie Université Laval, Québec, 2005.
[Ham.10] Hamner, R. S., Seth, A., Delp, L. S., Muscle contributions to propulsion and support during running, Journal of Biomechanics, no. 43, pp. 2709–2716, 2010.
[Ham.11] Hamon, A., Influence de la cinématique d’une articulation de genou polycentrique sur la marche d’un robot bipède. Thèse, Université de Nantes, 2011.
[Har.07] Harrison, K., Introduction to polymeric scaffolds for tissue engineering. În: Biomedical polymers, pp. 33-56, eds. M. Jenkins, 978-1-84569-070-0, CRC Press, Boca Raton Boston New York Washington, DC, 2007.
[Hau.12] Haudin, J.M., Elaboration des polymeres, available from: http://mms2.ensmp.fr/ mat_paris/elaboration/polycop /Ch_4_Elab_Polymeres.pdf, accesed: 2012.
[Hay.06] Hayout, C., Analyse biomécanique 3D de la marche humaine : Comparaison des modèles mécaniques, Thèse, Faculté des Sciences Fondamentales et Appliquées, 2006.
[Hel.05] Heliot, R., Pissard-Gibollet, R., Analyse de la marche humaine par ondelettes, Stage de deuxième année, L’inria Rhône-Alpes, 2005.
[Hel.02] Helmus, N. M., (eds.), Biomaterials in the design and reliability of medical devices, ISBN: 1-58706-039-6, Ed. R.G. Landes Company, Georgetown, Texas, U.S.A, 2002
[Hen.04] Hennes, G., Nissan-Ben, B., Innovative bioceramics, Materials Forum, vol. 27, pp. 104 – 114, 2004.
[Her.11] Hermawan, H., Ramdan, D., Djuansjah, P. R J., Metals for Biomedical Applications. In: Biomedical engineering – From theory to applications, Ed. F-R. Reza , ISBN 978-953-307-637-9, 2011.
[Ifr.78] Ifrim., M., Iliescu , A., Anatomia si biomecanica educației fizice și sportului . Ed. Didactică și Pedagogică, București, 1978
[Ift.03] Iftekhar, A., Biomedical composites. Ch. 12, În: Standard handbook of biomedical engineering and design, ed. M. Kutz, ISBN 0-07-135637-1, pp. 12.1-12.17, Eds. Mcgraw-hill, New-York, 2003.
[Ipe.05] Ipek, H, Modeling of resin transfer molding for composites manufacturing, Thesis, Middle East Technical University, 2005
[Jor.10] L. Jordan, L., Rocher, P., Les alliages NIckel-Titane (NiTi). available from: umvf.univ-nantes.fr/odontologie/…/cours.pdf, 2009-2010, accesed : 2012.
[Kar.05] Karadeniz, H. Z., A numerical study on the thermal expansion coefficients of fiber reinforced composite materials, Thesis, Dokuz Eylül University, Izmir, 2005.
[Kha.12] Khaled, M., Anatomie et biomécanique de la hanche, available from: www.fichier-pdf.fr/…/anatomie-et-biomecaniqu, accesed: 2012.
[Kla.95] Klasson, L. B., Carbon fibre and fibre lamination in prosthetics and orthotics:
some basic theory and practical advice for the practitioner. Prosthetics and Orthotics International, no. 19, pp. 74-91, 1995.
[Kle.00] Klee, D., Höcker, H., Polymers for biomedical applications: improvement of the interface compatibility, În: Advances in Polymer Science, vol. 149, pp. 1-57, Springer Verlag, Berlin Heidelberg, 2000.
[Knu.07] Knudson, D., Fundamentals of biomechanics, Second edition. ISBN 978-0-387-49311-4, Springer, Science+Business Media, LLC, Chico, CA 95929-0330, USA, 2007.
[Koh.09] Kohn, H. D., Bioceramics. Chapter 15, În: Biomedical Engineering and Design Handbook, vol.1, pp. 357-381, M. Kutz, (eds.), ISBN 978-0-07-1498388, Ed. McGraw-Hill Professional, 2009.
[Kon.13] Konttinen, T. Z., Milošev, I., Trebše, R., Rantanen, P., Linden, R., Tiainen, M-V., Virtanen, S., Metals for joint replacement. pp. 1-33, available from: www.unisi.it/…/Konttinen_et_al__Book_chapte…, accesed: 2013.
[Kor.04] Korkusuz, P., Korkusuz, F., Hard Tissue–Biomaterial Interactions. În: Biomaterials in orthopedics, Ed, Yaszemski, M., Trantolo, J. D., Lewandrowski, U-K., Hasirci, V., Altobelli, E. D., Wise, L. D., ISBN: 0-8247-4294-X, M. Ekkerin, Inc, New York, pp. 1-40, Basel, 2004.
[Lab.12] Labalue, Ph., La cheville, available from: www.provincedeliege.be/…/La%20cheville.pdf, accesed: 2012.
[Lah.10] Lahreche, H., (2010), Introduction aux biomatériaux, available from: http://www.psevs.eu/index.php?option=com_k2&view=item&id=4:introduction-biomateriaux&Itemid=18, accesed: 2012.
[Lam.92] Lam. H. K., Biocompatibility of degradable biomaterials: a study on the factors determining the inflammatory response against degradable polymers. Thesis, Rijksuniversiteit, Groningen, Nederlands, 1992.
[Lan.90] Langer, R., Cima, G. L., Tamada, A. J., Erich Wintermantel, E., Future directions in biomaterials. Biomaterials, vol. 11, no. 9, pp. 738–745, 1990.
[Lav.07] Laval-Servant, A., Anatomie fonctionnelle. Faculté de Médicine, Université Pierre et Marie Curie, Paris, 2007.
[Leb.13] Leblanc, C-M., Amputation des membres inférieurs, available from: www.fmed.ulaval.ca/chirurgie/…/Amputations-, accesed: 2013.
[Leb.06] Leboeuf, F., Leluardière de, A. F., Lacouture, P.,Duboy, J., Leplanquais, F., Junqua, A., Étude biomécanique de la course à pied, EMC, Podologie, pp. 1-16, 2006, available from: www-lms.univ-poitiers.fr/…/Leboeuf_EMC_1.
[Lec.99] Lecointe, D., Caracterisation et simulation des processus de transferts lors d’injection de resine pour le procede RTM, Thèse, Universite de Nantes, 1999.
[Lem.07] Lemaitre, J., Biomatériaux. Dispositifs médicaux et réglementation. Laboratoire de Technologie des Poudres-EPFL MX Ecublens, CH-1015 Lausanne
Suisse, ltp2.epfl.ch/Cours/Biomat/BioMat-12.pdf, 2007.
[Lep.07] Lepoutre, Ph. J., Modélisation biomécanique du mouvement : Vers un outil
d’évaluation pour l’instrumentation en orthopédie. Thèse, L’Université du sud Toulon – Var, 2007.
[Lev.12] Levine, D., Richards, J., Whitlle’s, W. M., Gait Analysis, Fifth Edition, ISBN 978-0- 7920-4265-2, Churchill Livingstone Elsevier, 2012.
[Lév.00] Lévesque, M., L’essai de traction de matériaux composites unidirectionnels à fibres continues. Mémoire de maîtrise ès sciences appliquées, Université de Montréal, 2000.
[Lib.12] Li, B., Biocompatibility and tissue damage. available from: www.mech.pg.gda.pl/katedra/imis/zb/…/181.pd, accesed: 2012.
[Lij.03] Li, J., Development of integrated process design environment and statistical analysis of RTM process, The Florida State University, 2003.
[Liu.04] Liu, X., Chu, K. P., Ding, Ch., Surface modification of titanium, titanium alloys,
and related materials for biomedical applications. Materials Science and Engineering, R 47, pp. 49–121, 2004.
[Liu.97] Liu, Q., Hydroxyapatite/polymer composites for bone replacement, Thesisi, Universiteit Twente, The Netherlands, 1997.
[Lou.12] Louis, H., Les principes d’efficacité de la course, available from: cursus.univ-rennes2.fr/…/0/fondacourse.pdf, accesed: 2012.
[Lou.12.a] Louis, H., Travail des appuis, available from: cursus.univ-rennes2.fr/file.php/…/C1appuis.pdf, accesed: 2012.
[Luc.12] Lucaciu, Gh., Bazele tehnicii probelor de alergari, available from: www.fefsoradea.ro/PDF/curs/Lucaciu/Atletism_Master.ppsx, accesed: 2012.
[Man.86] Manea, Gh., Prelucrarea prin injecție a materialelor plastice, Ed. Tehnică, București, 1986.
[Man.10] Manivasagam, G., Dhinasekaran, D., Rajamanickam, A., Biomedical Implants: Corrosion and its Prevention – A Review. Recent Patents on Corrosion Science, no. 2, pp. 40-54, 2010.
[Man.13] Manfredi, Th., Types of Leg Prosthetics. available from: www.healthguidance.org › Medicine, accesed: 2013
[Man.12] Manolova , A., Membres prosthétiques vs. biologiques : Différences physiologiques et biomécaniques lors de la course, 2012, available from: www.sci-sport.com/articles/048.php.
[Mar.06] Martin, W. J., Materials for engineering. Third edition, ISBN 978-1-84569-157-8, CRC Press, Boca Raton, USA,2006.
[Mar.08] Martynovitch Peroglio, M., Composites organiques-inorganiques poreux pour la substitution osseuse. Thèses, L’Institut National des Sciences Appliquéses de Lyon, 2008.
[Maz.12] Mazet, A., Adaptations biomécaniques de la course à pied après une pathologie
du membre inférieur : Etude des modifications du pattern de course dans les suites d’une plastie du Ligament Croisé Antérieur, Universite Jean Monnet, Grenoble – France, 2012.
[May.07] Mayer, Gr. Evaluations physico-chimiques et biologiques de polyéthylène téréphthalate (PET) après traitement de surface par irradiations LASER en vue d’applications biomédicales. These, L’Université de Lille 2, 2007
[McG.12] McGowan, P. C., Grabowski, M. A., McDermott,J. W., Herr, M. H., Kram, R., Leg stiffness of sprinters using running-specific prostheses, Journal of the Royal Society Interface, no. 9, pp. 1975–1982, 2012.
[McM.90] McMahon, T. A., Cheng, G. C., The mechanics of running: how does stiffness couple with speed?, Journal of Biomechanics, ;vol. 23, Suppl.1, pp.65-78, 1990.
[Mcp.12] McPhan, J., Preparing amputee athletes: the australian approach. Advanced Prosthetic Centre, NCPO LaTrobe University, available from : www.fos.com.au/db/632107532080093876.pdf , accesed: 2012.
[Meh.12] Mehrotra, V., Biomaterials. userpages.umbc.edu/…/biomaterials_1.ppt, 2012.
[Mey.08] Meyers, A. M., Chen, Po-Yu., Lin Min-Yu, A., Seki, Y., Biological materials: Structure and mechanical properties. Progress in Materials Science, vol. 53, pp. 1–206, 2008.
[Mid.00] Middleton, C. J., , Tipton, J. A., Synthetic biodegradable polymers as orthopedic devices. Biomaterials, no. 21, pp. 2335-2346, 2000.
[Mil.09] Miller W., et. al. Negative thermal expansion: a review, J. of Mat. Sci., Vol. 44, 5441-5451, 2009.
[Mis.13] Mischler, Șt., Muňoz, T. A., Wear of CoCrMo alloys used in metal-on-metal hip joints: A tribocorrosion appraisal, Wear, vol. 297, pp. 1081–1094, 2013.
[Mit.12] Mitu,L Aspects regarding biocompatibility issues on metallic materials. The 4th International Conference “Advanced Composite Materials Engineering” Comat 2012 and 2th International Conference Research & Innovation in Engineering ISBN 978-973-131-164-7, pp 872-875.
[Mit.12] Mitu, L. Motoc, L, D, Bejinaru, M, G, Geaman, V. Drilling precision analysis of the polymeric composite materials, Proceedings of The 16th International Conference, Modern Tehnologies, Quality and Innovation vol II, p 625-628, Sinaia 2012.(ISI)
[Mit.12] Mitu, L., Bejinaru Mihoc, Gh., Perspectives on biomaterials classification issue. 4th International ConferenceAdvanced Composite Materials Engineering COMAT 2012, pp. 876-880, Brașov, Romania, 2012.
[Mit.12] Mitu, L., Motoc Luca, D., Assesing the main influecing factors on the thermal properties of the polymeric composite materials. ModTech International Conference – New face of TMCR, Modern Technologies, Quality and Innovation – New face of TMCR , pp. 629-632, Sinaia, Romania, 2012.
[Mit.13] Mitu. L. G., Roșca. C. I,, Santiago. F. B., Ultra-high molecular weight polyethylene- UHMWPE behaviour in injection molding processes. Metalurgia International, Vol. XVIII, 2013, Special Issue No. 6, pp 103-106.
[Mit.13.a] Mitu. L. G., Santiago. F. B., Roșca. C. I,, Bejinaru. M. G., Experimental reseaech concerning the plastics materials behaviour in medical engineering. Metalurgia International, Vol. XVIII, 2013, Special Issue No. 6, pp 127-130;
[Mor.05] Morin J. B, Dalleau, G., Kyröläinen, H., Jeannin, T., Belli, A. A., simple method for measuring stiffness during running, Journal of Applied Biomechanics, vol. 21, no.2, pp.167-80, 2005.
[Mor.07] Mortensen, A., (eds.) Concise encyclopedia of composite materials, second edition, ISBN: 978-0-08-045126-8, Ed. Elsevier, Amsterdam, 2007.
[Mor.04] Morgan, B. N., Medical shape memory alloy applications—the market and its products. Materials Science and Engineering , vol.A 378, pp. 16–23, 2004.
[Mot.11] Motoc Luca, D., Mitu, L., Modelling and characterizing new multiphase polymeric composites as materials for heating systems, Buletinul AGIR, no. 1, 64-70, 2011.
[Mud.03] Mudali, K. U., Sridhar, M. T., Raj, B.,Corrosion of bio implants. Sadhana vol. 28, Parts 3 & 4, 2003, pp. 601–637, 2003.
[Nar.13] Narayan, J. R., The Development of Metallic Biomaterial,. available from: iweb.tms.org/…/Narayan%20Biomaterials.pp, accesed: 2013.
[Nen.05] Nenciu, G., Biomecanica în educație fizică și sport. Aspecte generale. Ed. Fundației ,,România de Mâine’’, ISBN 973-725-369-8, 2005.
[Nic.07] Nicolas, G., Des données anatomiques à la simulation bipède. Application à l’Homme au chimpanzé et a alucy (A. L 288-1, Universite de Rennes, 2007.
[Nic.11] Niculita, C., Contribuții teoretice și experimentale privind aripa adaptivă (morphing) pentru aeronave, Universitatea Transilvania din Brasov, 2011.
[Nii.08] Niinomi, M., Biologically and mechanically biocompatible titanium alloys.
Materials Transactions, vol. 49, no. 10, pp. 2170- 2178, 2008.
[Nii.04] Niinomi, M., Hattori, T., Shigeo Niwa, Sh., Material characteristics and biocompatibility of low rigidity titanium alloys for biomedical applications. În: Biomaterials in orthopedics, Yaszemski, M., Trantolo, J. D., Lewandrowski, U-K., Hasirci, V., Altobelli, E. D., Wise, L. D., (eds.). ISBN: 0-8247-4294-X, pp. 41-62, Ed. M. Ekkerin, Inc, New York, Basel, 2004.
[Nis.80] Nistor, D., Ripszky, s., Tzrael, Gh., Materiale termorigide armate, Ed. Tehnica, Bucuresti, 1980.
[Nol.08] Nolan, L., Carbon fibre prostheses and running in amputees: A review, Foot and Ankle Surgery, no.14, pp.125–129, 2008.
[Nor.13] Noroozi, S., Sewell, Ph., Rahman, A. G. A., Vinney, J., Chao, Z. O., Dyer, B., Modal analysis of composite prosthetic energy-storing-and-returning feet: an initial investigation, Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers, Part P: Journal of Sports Engineering and Technology, vol. 227, no. 1, pp. 39-48, 2013, available from: http://pip.sagepub.com/content/227/1/39.
[Nor.95] Norris, M., Oakes, D., Thermal expansion measurement of composite structures, available from: www.pmiclab.com/…/40THSAMPE1995_2.pdf.
[Not.13] Nothias, A., La place des protheses dans l'handisport, available from: tpe-protheses-membres-inferieurs-2013.e-mons, accesed: 2013.
[Nov.98] Novacheck. F. T., The biomechanics of running, Review Paper. Gait and Posture, no. 7, pp. 77–95, 1998.
[Ola.98] Olariu, V., Roșca, I., Radu, N. Gh., Baritz, M., Barbu, D., Biomecanica, vol.1, Bazele biomecanicii. ISBN 973-9372-01-5, Ed. Macarie, Colecția Universitaria, Târgoviște, 1998.
[Oli.08] Olivier, H.-A., Analyse dans le plan courbure-vitesse d’un changement de direction lors de la marche, Thèse, l’Université Européenne de Bretagne, Rennes, 2008.
[Õun.94] Õunpuu, S., The biomechanics of walking and running, Clinics in sport medicine, vol. 13, nr. 3, 1994.
[Pai.04] Pailler, D., Sautreuil, P., Piera, B-J., Genty, M., Goujon, H., Évolution des prothèses des sprinters amputés de membre inférieur, Annales de réadaptation et de médecine physique, no. 47, pp. 374–381, 2004.
[Pai.09] Paiva, de, F. M. J., Santos, dos, N. Al., Rezende, C. M., Mechanical and morphological characterizations of carbon fiber fabric reinforced epoxy composites used in aeronautical field, Materials Research, vol. 12, no. 3, pp. 367-374, 2009.
[Pal.11] Paleos, A. G., What is Biocompatibility?. available from: www.pittsburghplastics.com/…/Biocompatibility, accesed: 2011.
[Pan.07] Panait, Gr., Elemente de structură si biomecanică a articulatiei coxofemurale. http://www.pansportmedical.ro/recuperare/articole/structura_biomecanica_articulatie_coxofemurala.html, 2007.
[Pan.12] Panait, G., Elemente de structura si biomecanica a articulatiei genunchiului, available from: www.pansportmedical.ro/…/structura_biomecanica_articulatie_genunchi, accesed: 2012.
[Pap.74] Papilian, V., Anatomia omului. vol 1, Aparatul locomotor. Ediția a V-a, Ed. Didactică și Pedagogică, 1974.
[Par.12] Parida, P.,Behera, A., Mishra, Ch. S., Classification of biomaterials used in medicine, International Journal of Advances in Applied Sciences, vol. 1, no. 3, pp. 125-129, 2012.
[Par.12] Park, E., Biomaterials in medical devices, available from: maecourses.ucsd.edu/…/Med%20Device%20Lec., accesed: 2012.
[Par.07] Park, J. B., Bronzino, J. D., (Eds.), Biomaterials: Principles and applications, ISBN 078-0-8493-7888-1, CRC Press, Boca Raton, FL, 2007.
[Par.07.a] Park, J. B., Lakes, S. R., (Eds.), Biomaterials. An introduction. Third edition, ISBN 978-0-387-37879-4, Springer com., New-York, 2007.
[Pet.98] Peters, T. S., eds., Handbook of Composites, Ed.Chapman Hall, ISBN: 0412540207, Great Britain, Cambridge University Press, 1998.
[Peu.05] Peultier, B., Alliages `a m´emoire de forme : modéelisation et calcul de structures. Thèse, Ecole Nationale Supérieure d’Arts et Métiers Centre de Metz, 2005.
[Per.92] Perry, J.,). Gait analysis normal and pathological functions. Thorofare, NJ., 1992.
[Pil.09] Pilliar, M. R. Metallic Biomaterials, In: Biomedical Materials, pp. 41-81, R. Narayan (eds.), ISBN 978-0-387-84872-3- 2, Ed. Springer Science+Business Media, LLC, 2009.
[Pil.03] Pillu, M., Cinesiologie du genou, available from: www.sfphysio.fr/attachment/178374/, 2003.
[Pil.04] Pillu, M., Introduction a la cinesionologie, available from: www.sfphysio.fr/attachment/178373/, 2004.
[Pop.11] Pop. A., Bejinaru Mihoc, Gh., Mitu, L, G, The systemic analysis of metals manufacturing used in MEMS fabrication, ANNALS of the ORADEA UNIVERSITY. Fascicle of Management and Technological Engineering, Volume X (XX), p. Nr. 1, p. 4.117- 4.124, 2011.
[Pop.11.a] Pop, A. P., Mitu, L., Geaman, O. H., Bejinaru, Gh., Technology transfer in mechatronics, Buletinul AGIR, nr. 1, p. 91- 96, 2011.
[Pop.01] Pop, I. Gh., Biomateriale metalice. ISBN 9975-63-071-5, Ed. Tehnico Info, Chișinău, 2001.
[Pop.08] Popa, C., Cândea, V., Șimon, V., Lucaciu, D și Rotaru, O., Știința biomaterialelor. Biomateriale metalice. ISBN 978-973-662-372-1, Ed. U. T. Press, Cluj-Napoca, 2008.
[Pri.12] Prince, Fr., Therrien, G. R., Application of sports biomechanics for lower limb amputees, available from: https://ojs.ub.uni-konstanz.de/cpa/article/download/1791/1664, accesed: 2012.
[Rad.09] Radu. C., Contribuții la studiul elementelor de protezare obținute prin prototipare rapidă. Teza de doctorat, Universitatea ,,Transilvania” din Brasov, 2009.
[Ram.01] Ramakrishna, S., Mayer, J., Wintermantel, E., Leong, W. K., Biomedical applications of polymer-composite materials: a review, Composites Science and Technology, vol. 61, no. 9, pp. 1189–1224, 2001.
[Rat.04] Ratner, Eds. B. D., Hoffman, Al. S., Schoen, Fr. J., Lemons, J. E., Biomaterials science. An Introduction to materials in medicine. 2nd Edition, ISBN 0-12-582463-7, Ed. Elsevier, Academic Press, San Diego, California, 2004.
[Rig.07] Rigaux, F., Les marchés des nouvelles technologies de la santé en Ile-de-France. Regards technologiques, no. 10, pp.1-8, 2007.
[Rod.88] Rodgers, M. M., Dynamic Biomechanics of the Normal Foot and Ankle
During Walking and Running, Physical therapy, vol.68, no. 12, pp. 1822-1830, 1988.
[Rod.04] Rodríguez, B., Romero, A., Soto, O., de Varorna, O., Biomaterials for orthopedics. Applications of Engineering Mechanics in Medicine, pp. 1-26, jimboenk.heck.in/files/materi-biomaterial-2.pdf, GED – University of Puerto Rico, Mayaguez, 2004.
[Rod.09] Rodríguez-González, A. F., Biomaterials in orthopaedic surgery. ISBN 978-1-61503-009-5, ASM International, Ohio, 2009.
[Roș.10] Roșu, D., Contribuții teoretice și experimentale la structuri din materiale compozite noi. Teză de doctorat, Universitatea ,,Transilvania’’din Brașov, 2010.
[Rou.05] Rouby, D., Introduction aux materiaux composites, available from: docinsa.insa-lyon.fr/polycop/download.php?, 2005.
[Ruj.78] Rujikietgumjorn,.S., (1978). Development of predictive models for drilling composite materials, Thesis, Texas Tech University.
[Rus.03] Rusu, D. L., Studiul mecanismelor care determina structura biomaterialelor polimerice multifazice. Contract nr.33541, Univer. de Medicina și Farmacie Gr. T. Popa Iasi, 2003.
[Ryh.00] Ryhänen, J., Biocompatibility evaluation of nickel-titanium shape memory metal alloy, Oulu University Library, available from: http://herkules.oulu.fi/isbn9514252217/html/b1743.html, 2000.
[Sáe.99] Sáenz , A., Muñoz-Rivera, E., Brostow, W., Castaño, M. V., Ceramic biomaterials: an introductory overview. J. of Materials Education, vol.21, no. 5-6, pp. 297 – 306, 1999.
[Sal.09] Saltzman, M. W., Biomedical engineering. Bridging medicine and technology. ISBN 978-0-521-84099-6, Cambridge University Press, Cambridge, 2009.
[Sam.09] Samozino, P., Capacites mecaniques des membres inferieurs et mouvements explosifs approches theoriques integratives appliquees au saut vertical, Thèse, Université Jean Monnet Saint-Étienne, 2009.
[Sas.06] Sasaki, K., Neptune, R. R., Differences in muscle function during walking and running at the same speed, Journal of Biomechanics, no. 39, pp. 2005–2013, 2996.
[Sch.71] Schneider, W. Wärmeausdehnungskoeffizienten und Wärmespannungen von Glasfase/Kunststoff-Verbunden aus unidirektionalen Schichten, Kunststoffe, Bd. 61 (1971), pag.273-277.
[Sea.01] Seal, L. B., Otero, C. T., Panitch, A., review. Polymeric biomaterials for tissue and organ regeneration. Materials Sciences and Engineering, R. 34, pp. 147-230, 2001.
[Sed.11] Sedel. L., Janot. Ch., Biomateriaux. averousl.free.fr/…/Bio-materiaux%20(Fr).pdf, acc. 2011.
[Sed.08] Seddiki, L., Développement et commande T-S d’une machine de rééducation des membres inférieurs en chaîne musculaire fermée. Thèse, Université de Reims Champagne-Ardenne, 2008.
[Sny.09] Snyder, W. R., Helmus, N. M., Cardiovascular biomaterials. În: Biomedical Engineering and Design Handbook: Fundamentals. Vol. 1, eds. M. Kutz, ISBN 0-07-149838-9, Ed, McGraw-Hill Companies, Inc. USA, 2009.
[Sob.08] Sobhi, H., Matthews, M. E., Grandy, B., Masnovi, J., Riga, A. T., Selecting polymers for medical devices based on thermal analytical methods, Journal of Thermal Analysis and Calorimetry, Vol. 93, No. 2, pp. 535–539, 2008.
[Sod.98] Soden, D. P., Hinton, J. M., Kaddour, S. A., Lamina properties, lay-up configurations and loading conditions for a range of fibre-reinforced composite laminates, Composites Science and Technology, no. 58, pp. 1011-1022, 1998.
[Sou.12] Soutas-Little, W. R., . Motion Analysis and Biomechanics, pp. 49-68, available from: www.rehab.research.va.gov/…/gait/soutas-little., accesed: 2012.
[Spe.98] Spencer, D. N., Textor, M., Surface Modification, Surface Analysis, and Biomaterials. pp.1-25, available from: www.textorgroup.ch/pdf/publications/ journals/22/Spencer_MatDay_1998, accesed: 2011.
[Spe 06]. Sperling, L. H., Introduction to physical polymer science, Fourth edition, ISBN-13 978-0-471-70606-9, John Wiley & Sons, Inc.,. Hoboken, New Jersey, 2006
[Str.08] Strauss –Bogner, J., Materials used to safely replace or interact with biological systems, pp. 1-57, available from: http://genome.tugraz.at/biomaterials/Biomat-01.pdf, 2008, accesed: 2012.
[Șer.11] Șerban, I. I., Studii și cercetări privind influența mediului înconjurător asupra stabilității și locomoției umane. Teza de doctorat, Universitatea Transilvania din Brașov, 2011.
[Șer.96] Șereș, I., Injectarea materialelor termoplastice, Ed. Imprimeriei de Vest, ISBN 973-97653-6-2, Oradea, 1996
[Ște.07] Ștefaneț, M., Anatomia omului, vol.I. ISBN 978-9975-915-19-9, Centrul Editorial-Poligrafic ,,Medicina’’, Chișinău, 2007.
[Tat.10] Tathe, A., Ghodke, M., Nikalje, P. A., A brief review: biomaterials and their application. International Journal of Pharmacy and Pharmaceutical Sciences, vol.2, no. 4, pp. 19-23, 2010.
[Teo.07] Teodorescu, H., Fundamentele și mecanica materialelor compozite polimerice. Ed. Universității ,,Transilvania’’ Brașov, ISBN 978-973-635-878-4, Brașov, 2007.
[Teo.00] Teoh, H. S., Fatigue of biomaterials: a review. International Journal of Fatigue , vol. 22, pp. 825–837, 2000.
[Tex.05] Texier, G., Elaborations et caractérisations micro et nanostructurales d’alliages à base de titane à destination biomédicale. These, l’Institut National des Sciences Appliquées de Rennes, Rennes, 2005.
[Tha.04] Thamaraiselvi, T. V., Rajeswari, S., Biological Evaluation of Bioceramic Materials – A Review. Trends in Biomaterials and Artificial Organs, vol. 18, no. 1, pp. 9-17, 2004.
[Tho.00] Thompson, A. S., Review. An overview of nickel–titanium alloys used
in dentistry. International Endodontic Journal, vol. 33 , pp. 297–310, 2000.
[Ton.12] Tongen, A.,Wunderlich, E. R., Biomechanics of Running and Walking, available from:www.mathaware.org/…/TongenWunderlichRun., accesed: 2012.
[Tru.10] Troung, A. V. T., Unifying nonholonomic and holonomic behaviors
in human locomotion, L, Thèse, Institut National Polytechnique de Toulouse, 2010.
[Ule.11] Ulery, D., Nair, S., Cato T. Laurencin, T. C., Biomedical applications of biodegradable polymers. J. of polymer science part B: Polymer physics, no. 49, pp. 832–864, 2011.
[Vac.10] Vacherot, Fr., M., Les anomalies d’excitabilite du cortex moteur primaire et leurs relations avec les troubles locomoteurs dans la maladie de parkinson,these, L’Universite
[Ver.12] Versier, G., Biomécanique de l’articulation coxo-fémorale, available from: www.clubortho.fr/…/cours_20biomecanique_2, accesed: 2012
[Ver.13] Versier, G., Biomecanique de la ceinture pelvienne, available from: www.clubortho.fr/…/cours_20biomecanique_2. accesed: 2013.
[Vie.00] Viel, E., La marche humaine, la course et le saut. Biomécanique, explorations et dysfonctionnements. Ed. Masson, Paris, 2000.
[Vil.11] Villabolos, E., Analyse cinématique de la marche de travailleurs exposés à une surcharge mécanique sur l’articulation fémorotibiale (AF-T), Sciences biomédicales, Université de Montréal, Faculté de Médecine, 2011.
[Vla.08] Vlase, S., Teodorescu D, Horațiu., Purcărea, R., Modrea, A., Mecanica materialelor compozite armate cu fibre. Ed. Infomarket, ISBN 978-973-8204-98-0, Brașov, 2008,
[Voi.12] Voinescu, M., Contribuții la creșterea performanțelor protezelor transtibiale. Teză de doctorat, Universitatea ,,Politehnica” din Timișoara, Facultatea de Mecanică, 2012.
[Vra.07] Vrabie, M., Studii cu privire la raspunsul placilor curbe anizotrope (din materiale compozite stratificate, asociate, sisteme echivalente pe cabluri) la actiuni statice si dinamice (vânt, seism, incendiu). Cod CNCSIS: ID_619, Contract nr. 60/2007.
[Wei.10] Weiss, P., La chimie des polymères, umvf.univ-nantes.fr/odontologie/…/cours.pdf, 2010.
[Wey.09] Weyand, G. P., Bundle, W. M., McGowan, P. C., Grabowski, A., Brown, B. M., Kram, R., Herr, H., The fastest runner on artificial legs: different limbs, similar function?. Journal of Applied Physiology, no. 18, pp. 1-37, 2009, available from: jap.physiology.org/…/japplphysiol.00174.2009, accesed: 2012.
[Wey.10] Weyand, G. P., Bundle, W. M., Point:Counterpoint: Artificial limbs do/do not make artificially fast running speeds possible. Journal of Applied Physiology, no. 108, pp. 1011–1015, 2010.
[Whi.02] Whittle, M., Gait analysis : an introduction. Ed. Butterworth-Heinemann Medical, 2002.
[Wil.86] Williams, D. F., Definitions in biomaterials. Proceedings of a Consensus Conference of the European Society for Biomaterials, vol. 4. Chester, England,1986.
[Wil.68] Williams, D. F., General concepts of biocompatibility. În: Handbook of biomaterial properties. Ed. J. Black and G. Hastings, ISBN 0 412 60330 6, Chapman & Hall, London, 1968.
[Wil.92] Williams, D. F., Black, J. și Doherty, P. J., Consensus report of second conference on definitions in biomaterials. In: Doherty PJ, Williams RL, Williams DF & Lee AJC (eds) Biomaterial-tissue interfaces, vol.10. Elsevier, Amsterdam, p 525-533, 1992.
[Win.91] Winter, D.A. (1991). The Biomechanics and motor control of human gait: normal, elderly and pathological. Second edition, 1991
[Won.07] Wong, Y. J., Bronzino, J. D. (eds.)., Biomaterials. Principles and Applications. ISBN 0-8493-1491-7, Ed., CRC Press, Boca Raton, FL, 2007.
[Zha.01] Zhang, H., Chen, W., Chen, D., Zhang, L., Assessment of the exit defects in carbon fibre-reinforced plastic plates caused by drilling, Key Engineering Materials Vols. No. 196, pp. 43-52, 2001.
[Zhu.12] Zhu, Y., He, X., Biomaterials, available from: cc.usst.edu.cn/…/e09a012f-95a6-4232-a065-9c, accesed: 2012.
[*Aci.12] ***L’acier inoxydable et la corrosion available from:. www.aperam.com/…/Leaflet%20corrosion_Fr_, 2012, accesed : 2013.
[*Ana.11] Analyse de la tenue mécanique des matériaux et tissues (biomécanique), available from: www.ceib.ulg.ac.be/…/biocompatibility%20cou, accesed: 2011.
[*Ana.12] *** Anatomia bazinului osos, available from: ro.scribd.com/doc/78329400/ANATOMIA-BAZINULUI-OSOS, 2012.
[*Ana.13] *** Anatomie et mécanique. Physiologie articulaire du genou, available from: www.genou.net/Pages/anatomie/anatomie.htm, accesed: 2013.
[*Ant.13] *** Anatomie fonctionnelle du genou, available from: coursenligne.u-picardie.fr/…/Anatomie_fonctio,accesed: 2013.
[*Apl.13] *** Applications biomédicales des céramiques, available from: www.univ-valenciennes.fr/…/rapport-futur-, accesed: 2013.
[*App.13] *** Appendicular skeleton. Pelvic Bones. Lower limb bones. available from: http://encyclopedia.lubopitko-bg.com/PelvicBones.html, accesed: 2013.
[*Are.13] *** ARES-G2 Rheometer. Getting Started guide, available from: www.dpc.kt.dtu.dk/~/…/SHEAR%201.ashx, accesed: 2013.
[*Art.12] *** Articulation talo-crurale, available from: http://d.lefebvre.pagesperso orange.fr/cheville.htm, accesed: 2012.
[*Art.13] *** Arthrologie des membres inferieurs. available from: www.medsynet.com/…/arthrologie-des-membre, accesed: 2013.
[*Ari.13] *** ARTICULATII – Fiziologie Boli si Tratamente, available from: www.mediculmeu.com › Boli si Tratamente › Fiziologie, accesed: 2013.
[*Ast. 93] ASTM D790. Standard Test Methods for Flexure Properties of Unreinforced and Reinforced Plastics and Electrical Insulating Materials, USA: American Society for Testing Materials, (1993).
[*Ast.99] *** ASTM D 3531-99, Standard Test Method for Resin Flow of Carbon Fiber-Epoxy Prepreg, USA: American Society for Testing Materials, 1999.
[*Ast.99.a] *** ASTM D 3171-99, Standard test method for constituent content of composite materials, USA: American Society for Testing Materials, 1999.
[*Atl.08] *** Atlas de anatomie. ISBN 978-973-845-957-1, Ed. Steaua sudului, București, 2008.
[*Baz.13] *** Bazele anatomice ale mișcării, available from: cis01.central.ucv.ro/educatie_fizica-kineto/pdf/…/carte_anatomie_LP.pdf, accesed: 2013.
[*Bid.13] *** Biodegradable materials for medical applications, available from: www.dist.unina.it/doc/…/corso…/biomaterials.p, 2011, accesed: 2013.
[*Bie.12] *** Biomécanique: coureur et ressort, available from: www.volodalen.com/…/lafoulee20.htm, accesed: 2012.
[*Bim.11] *** Biomaterials. Chapter 8, Design parameters ocw.mit.edu/…/ 3debc7b6-8c33-4167-8c86-fae569b275c9/0/chapter_8.pdf, accesed: 2011.
[*Bim.12] Biomateriaux ceramiques, available from: https://cours.etsmtl.ca/…/GTS620_cours05_biomatceramiques_2012.pdf, accesed : 2012.
[*Bio.11] *** Biocompatibility of Plastics. Zeus Industrial Products, Inc., pp. 1-8, available from: www.zeusinc.com/…/zeus_biocompatibility.pdf, accesed: 2011.
[*Bio.12] *** Biomateriali polimerici, available from: www.ingbiomedica.unina.it/…/index.php?,accesed: 2012.
[*Bio.11.a]. *** Biomaterials- Chapter One. available from: www.uotechnology.edu.iq/…/Biochmical.pd, accesed: 2011.
[*Bom.11] Biomateriaux polymere, available from: m2-elec-medic3-12.e-monsite.com/…/les-poly, accesed: 2011.
[*Car.11] *** Caracteristiques et choix des materiaux. ts- available from: dep.web.cern.ch/…/caracteristiques_mater, accesed :2011.
[*Che.12] *** Cheville, available from: coursenligne.u-picardie.fr/ines/…/Cheville.pd, accesed: 2012.
[*Cin.07] *** Cinésiologie articulaire, available from: www.etudiant-podologie.fr/ index. php?..2007.
[*Cla.10] *** Classification of medical devices-European Commission. MEDDEV 2.4/1 Revision 9, 2010.
[*Cla.13] *** Classes of biomaterials, available from: orzo.union.edu/…/L2%20-%20Classes%20of%, accesed: 2013.
[*Cli.13] *** Clinical evidence for the use of carbon fiber prostheses for running, available from: opmarketing.com/…/Carbon%20Fiber%20Prost., accesed: 2013.
[*Cob.13] *** Cobalt-Chrome, ASTM F75 – Arcam AB, available from www.arcam.com/wp-content/…/Arcam-ASTM-F75-Cobalt-Chrome.pdf, accesed: 2013.
[*Com.13] *** Comparaison entre un valide et un non valide (exemple d'Oscar Pistorius),
available from: lesprotheseshandisport.e-monsite.com/pages/ii-l, accesed: 2013.
[*Cmm.13] *** Comment fonctionne une prothèse handisport ?, du-muscle-a-la-prothese.e-monsite.com/…handi.
[*Cop.13] *** Composition des prothèses, , available from: lesprotheseshandisport.e-monsite.com/…prothes, accesed: 2013.
[*Cri.12] *** Critères de choix d'un matériaux, available from: micro.icaunais.free.fr/materiaux_III.pdf, accesed : 2012.
[*Deg.13] *** Dégradation des biomatériaux. available from : https://cours.etsmtl.ca/…de…/GTS620_cours9_degradation_2013.pdf, accesed: 2013.
[*Des.13] * * * Design of a prosthesis for running in composite materials, available from: www.scribd.com/…/Design-of-a-Prosthesis-for-., accesed: 2013.
[*Dia.12] *** Diagrama Pourbaix. ro.scribd.com/doc/98033642/Diagrama-Pourbaix, 2012.
[*Dir.93] *** Directiva 93/42/CEE a Consiliului privind dispozitivele medicale, 1993, available from: eur-lex.europa.eu/LexUriServ/LexUriServ.do?uri=CONSLEG…ro.
[*Dma.12] *** Dynamic Mechanical Analysis of epoxy-carbon fiber composites, Ch.4. available from: programlar.fbe.itu.edu.tr/GetFile.aspx?gid, accesed: 2012.
[*Dma.13] *** Dynamic mechanical analysis, available from: en.wikipedia.org/…/Dynamic_mechanical_anal., accesed: 2012.
[*Fab.13] *** Fabricatia pieselor din materiale compozite, available from:xa.yimg.com/kq/groups/23251651/…/C7_Fabricatia+compozite.ppt.pdf, accesed: 2013.
[*Fem.12] *** Femurul – Anatomia corpului uman- Corpul uman. available from: www.corpul-uman.com › Anatomie › Scheletul si Muschii, accesed: 2012.
[*Fon.13] *** Fonctionnement – TPE PROTHESES, available from: tpeprothese.e-monsite.com/…/fonctionnement.h, accesed: 2013.
[*Ful.12] *** Foulée, available from: fr.wikipedia.org/wiki/Foulée, , accesed: 2012.
[*His.11] *** Histoire du medicament, available from: http://www.editions-ellipses.fr/PDF/9782729866563_extrait.pdf, accesed : 2011.
[*Glo.06] *** Glossaire des materiaux composites – CARMA, 2006, available from: http://www.materiatech-carma.net/html/pdf/GlossaireMateriauxComposites_CARMA.pdf.
[*Gui.03] *** Guidelines and recommended criteria for the development of a material specification for carbon fiber/epoxy unidirectional prepregs. U.S. Department of Transportation Federal Aviation Administration, 2003, available from: www.tc.faa.gov/its/worldpac/…/ar02-109.pdf, accesed: 2013.
[* Gui.12] *** Guide to composites. available from: https://dspace.ist.utl.pt/bitstream/2295/53758/…/Guide_to_composites.pdf , accesed: 2012.
[*Gur.12] *** Gurit.Guide to composites. available from: www.gurit.com/…/Gurit_Guide_to_Composites, accesed: 2012.
[*Hex.13] *** HexPly® Prepreg Technology, Hexcel Corporation, Publication No. FGU 017c, 2013, available from: www.hexcel.com/…/Prepreg_Technology.pdf.
[*Int.13] *** International Standards Organisation Practical Guide to ISO 10993, available from: www.distrupol.com/images/ISO_10993.pdf, accesed: 2013.
[*Int.12] *** Introduction to Dynamic Mechanical Analysis (DMA), A Beginner’s Guide. Perkin Elmedr precisely, available from: www.metrotec.es/…/GDE_IntroductionToDMA, accesed : 2012.
[*Int.06] *** Introduction to Modern Biomaterials. 2006, pp. 1-71, available from: www.bioen.utah.edu/…/biomaterials2006/Week, accesed: 2013.
[*Iso.93] *** ISO 10993, Biological evaluation of medical devices.
[*Iso.94 ] *** ISO/TC 194 – Biological evaluation of medical devices, available from:
www.iso.org/iso/iso_catalogue/catalogue_tc/cat, accesed: 2012.
[*Iso.99] *** ISO 14126, Fibre-reinforced plastic composites – Determination of compressive properties in the in-plane direction, 1999.
[*Lab.12] *** La biomécanique de la course chez les amputés – rowoflife, available from: www.rowoflife.org/…/la-biomecanique-de-la-c, , accesed: 2012.
[*Lam.12] *** La Marche fonctionnelle acquise, available from: www.akpmip.org/index.php?…9, accesed: 2012.
[*Laj.13] *** La jambe et la prothèse – – Les prothèses et le sport – E-monsite, available from: tpe2013-prothese.e-monsite.com/…/page-1.htm., accesed 2013.
[*Lea.13] *** Les articulations des membres inferieurs. available from: alex.g.pagesperso-orange.fr/anat/d2/artmi.htm, accesed: 2013
[*Lep.13] *** Les prothèses sportives, available from: tpe-prothese-sportive.blogspot.com/ , accesed: 2013.
[*Ler.13] *** Les axes articulaires. available from: www.piednoir.com/1.04.Axes.pdf, acc 2013.
[*Les.13] *** Les différentes méthodes de fabrication des orthèses. available from: www.chabloz-orthopedie.com/…jambes/…/40, accesed : 2013.
[*Let.01] *** Le titane. available from: http://www.overrc.com/techniques/materiaux/titane.htm, 2001, accesed: 2011.
[*Lin.13] *** Linear coefficient of thermal expansion, available from: www.ndt-ed.org/…/Materials/…/ThermalExpans, accesed : 2013.
[*Mec.12] *** Mechanical properties of bone vs. biomaterials. www3.nd.edu/…/HAwhiskerbiocomposites.pdf, acc.2012.
[*Mem.13] *** Membrele si pelvisul anatomie descriere schelet uman. available from: www.ymed.ro › Corpul Uman, 2013, accesed: 2013.
[*Nic.12] *** Nickel et implants chirurgicaux, avaible from: http://www.nickelinstitute.org/~/media/Files/HealthEnvironmentSafeUse/AdvisoryNotes/FR/AdvisoryNotesSurgicalA4French2.ashx, accesed 2012.
[*Oas.13] *** Oasele și mușchii membrului inferior. available from: www.oftalux.ro/…/LP8%20OASELE%20SI%20MUSCHII%20MEMBR, accesed: 2013.
[*Ort.11] *** Orthopaedic metal alloys. www.newtotaljoints.info/orthopaedic_metal_all
[*Öss.13] *** Össur catalogue prothèses 2012/2013. available from: www.ossur.fr/lisalib/getfile.aspx?itemid=29816, accesed :2013.
[*Pol.11] *** Les polymers. available from: www.sciences-physiques.net/…/230720122116, accesed : 2011.
[*Pre.13] *** Prepreg (pre-impregnated composite fibers): A Global Strategic Business Report. available from: soft.electronicfolder.com/global-prepreg-pre-I, accesed: 2013.
[*Pro.08] *** Prosthetics lower extremities, Otto Bock catalogues, available from: http://kinetechmedical.com/Catalogues/LowerExtremities.pdf, 2008.
[*Pro.11] *** Prothèses biocompatibles : Le titane devient incontournable.
[*Prs.11] *** Presentation des alliages de titane, available from: www.carma-metalia.net/complements/alliages-titane.pdf, accesed : 2011.
[*Psc.13] PSC 475: Biomaterials course overview, available from: www.usm.edu/…/Lec1_PSC475_CourseOvervie, accesed: 2013.
[*Sch.13] *** Scheletul membrului inferior liber. available from: http://www.esanatos.com/anatomie/membrul-inferior/Scheletul-membrului-inferior-f42334.php, accesed: 2013.
[*Scl.13] *** Scheletul uman. available from: www.cabinet-terapii.ro/anatomia-corpului-uman/41-scheletul-uman,accesed: 2012.
[*Sre.00] *** SR EN ISO 527-2, Materiale Plastice. Determinarea proprietatilor de tractiune. Partea 2: Conditii de încercare a materialelor plastice pentru injectie si extrudare, 2000.
[*Sre.00.a] *** SR EN ISO 14125, Compozite de materiale plastice armate
cu fibre, Determinarea proprietăților de încovoiere, 2000.
[*Sre.03] *** SR EN ISO 14126, Compozite de materiale plastice armate cu fibre. Determinarea proprietăților de compresiune în plan, 2003.
[*Sta.12] *** 18-8 Stainless steel, 304, 316 Stainless Steel Corrosion, available from: www.estainlesssteel.com/corrosion.shtml, accesed: 2012.
[*Teh.12] *** Tehnica alergarilor si a mersului, available from: www.scritube.com/…/TEHNICA-ALERGARILOR-SI-A-MERSU42165.p., accesed: 2012.
[*Thb.13] *** The Biomechanics of Amputee Running, available from: www.runtheplanet.com/trainingracing/training, accesed: 2012.
[*Tit.11] *** Titanium Alloys, available from: www.materialsengineer.com/E-Titanium.htm – 28k, accesed: 2012.
[*Tit.11.a] *** Titanium alloys – Characterstics of alpha, alpha beta and beta titanium alloys, from: http://www.azom.com/details.asp?ArticleID=2591#_Background, acc 2011
[*Tit.12] *** Titanium Alloys – Physical Properties, available from: www.azom.com/details.asp?ArticleID=1341 – 185k -, accesed: 2012.
[*Ver.12] Vera bond *** Vera Bond – aliaj dentar Ni-Cr pentru portelan – Terra Dent, available from: www.dsi.ro/laborator/aliaje_dentare/vera_bond.html., accesed: 2013.
[*Ver.12] *** Vera Soft – Aliaj Ni-Cr de turnare pentru coroane-punți-restaurări, available from: www.dsi.ro/laborator/aliaje_dentare/vera_soft.html, accesed: 2012.
.
Anexe
Anexa 1
Structura ISO 10993, după [*Int.13]
Anexa 2
Caracteristicile fizico – chimice ale componentelor materialului compozit
Material Epoxy prepregs (carbon fiber)
Modulul de elasticitate Young [MPa]= 21476,0 MPa;
Density=1800 Kg/m3;
ɣ=0,32 (Coef. Poisson);
G=11439 MPa;
Layer thickness: (1 mm/leyer);
Fiber orientation: (+45°;-45°).
Resin epoxy FT 102
Type – epoxy;
Tg °C – 120;
Curing temperature °C – 80-160;
Durability at RT (20 °C) days – 14;
Durability at RT (-18 °C) months – 6;
Anexa 3
Baza de date folosite pentru simularea Moldflow
Anexa 4
Rezultatele testelor de compresiune statică
A.4.1. Compresiunea materialului compozit stratificat din rășină epoxi armată cu țesătură din fibre de carbon cu 3 straturi
Anexa 5
Resultatele testelor de încovoiere statică
A.5.1. Încovoierea materialului compozit stratificat din rășină epoxi armată cu țesătură din fibre de carbon cu 3 straturi (E1)
A.5.2. Încovoierea materialului compozit stratificat din rășină epoxi armată cu țesătură din fibre de carbon cu 3 straturi (E2)
A.5.3. Încovoierea materialului compozit stratificat din rășină epoxi armată cu țesătură din fibre de carbon cu 5 straturi (E1)
A.5.4. Încovoierea materialului compozit stratificat din rășină epoxi armată cu țesătură din fibre de carbon cu 5 straturi (E2)
A.5.5. Încovoierea materialului compozit stratificat din rășină epoxi armată cu țesătură din fibre de carbon cu 7 straturi (E1)
A.5.6. Încovoierea materialului compozit stratificat din rășină epoxi armată cu țesătură din fibre de carbon cu 7 straturi (E2)
Anexa 6
rezumat
Teza de doctorat intitulată „Metode și mijloace de analiză a comportamentului materialelor din structura biosistemelor” își propune la început un studiu sistematic al categoriilor de biomateriale și a caracteristicilor mecanice, chimice, termice etc. ale acestora. Studiul este finalizat cu metode și mijloacele pentru analiza comportamentului materialelor biocompozite. Pe baza acestui studiu, lucrarea de cercetare se concentrează pe analiza comportamentului mecanic și termic al compozitelor stratificate formate din lamele epoxi preimpregnate armate cu țesături din fibre de carbon unidirecționale și în diagonală. Aceste categorii de stratificate sunt utilizate în construcția lamelelor protetice în formă de „J” la protezele sportive purtate de alergători în fazele de concurs și de antranament. Pentru a se identifica caracteristicile de utilizare a acestora stratificate în lucrare s-au dezvoltat două direcții de cercetare: 1- elaborarea unei metodici de analiză a caracteristicilor anatomice ale membrului inferior privind: sistemul osos, sistemul articulațiilor, biomecanica mersului și alergării la persoanele neamputate, biomecanica mersului și sprintului la amputații cu proteze sportive ce conțin lamele protetice „J”; elaborarea de metode teoretice de analiză a stratificatului compozit alcătuit din lamele epoxi armate cu țesături din carbon, unidirecționale și în diagonală. Cercetarea se finalizează cu elaborarea de proceduri de determinare experimentală a caracteristicilor mecanice și termice ale compozitului stratificat din lamele epoxi armate cu țesături din carbon, unidirecționale și în diagonală. Procedurile de cercetare experimentală cuprind încercări de compresiune, încovoiere, analiza cu metoda DMA- Dynamical Mechanical Analyser și încercări de determinare termică. Epruvetele testate sunt formate din stratificate din 3, 5 și 7 lamele având țesături de carbon unidirecționale și în diagonală. Rezultatele experimentale permit determinarea valorilor reale ale legii de elasticitate a laminei și respectiv a compozitului cât și a analizei privind comportamentul termic real al compozitului. Teza de doctorat îmbină cunoștințe din diverse domenii: anatomie, biomecanică, biomateriale, materiale compozite stratificate, fizică. etc. Lucrarea de cercetare este de mare actualitate, cu ridicat potențial în domeniul sportiv cât și în îmbunătățirea confortului și pshicului amputațiilor transtibial.
ABSTRACT
The PhD. thesis entitled “Methods and means of analysing the behaviour of materials within the biosystems’ structure”, aims, from the start, a systematic study of the biomaterials categories and their mechanical, chemical, thermal, etc. characteristics. The study is completed with methods and means for analysing the behaviour of biocomposites materials. Based on this study, the research work focuses on the analysis of the mechanical and thermal behaviour of layered composites consisting of epoxy prepreg blades reinforced with unidirectional and in diagonal carbon fibre fabrics. These layered categories are used in the construction of prosthetic blades in the form of "J" in order to support dentures worn by runners in the stages of competition and training. In order to identify the characteristics of these layered categories, in the paper were developed two lines of research: developing a method for analyzing the anatomy of the lower limb regarding: the skeletal system, the joint system, gait and running biomechanics on non-amputees, gait and sprint biomechanics on amputees with sports prostheses which contain the prosthetic blades “J”; developing theoretical methods to analyse the layered composite made of epoxy blades reinforced with unidirectional and in diagonal carbon fibres. The research concludes with the development of experimental procedures for determining the mechanical and thermal characteristics of layered composite made of epoxy blades reinforced with unidirectional and in diagonal carbon fibres. The experimental research procedures include compression and bending tests, the analysing method Dynamical Mechanical Analyser DMA and thermal determination tests. The test specimens consist of layered composites with 3, 5 and 7 blades having unidirectional and in diagonal carbon fabrics. The experimental results allow the determination of the real values of lamina, and respectively composite elasticity law and also of the analysis regarding the composite real thermal behaviour. The thesis combines knowledge from different areas: anatomy, biomechanics, biomaterials, layered composite materials, physics, etc. The research paper is of an actual interest with high potential in sports and in improving the comfort and the psychic of the persons that suffered transtibial amputation.
Anexa 7
CURRICULUM VITAE
Nume: MITU
Prenume: Leonard Gabriel
Data nașterii: 03.09.1983, Brașov, România;
Adresă: Calea București, nr.52, bl.S24, sc.A, ap.02, Brașov,
Telefon: +40-742-817958;
E-mail: [anonimizat]
Naționalitate: Română;
Stare civilă: Căsătorit;
STUDII:
2009-2011 Master: Ingineria și managamentul materialelor avansate- metalice, ceramice și compozite, Universitatea Transilvania din Brașov;
2004-2009 Studii universitare: Universitatea Transilvania din Brașov, Facultatea de Știința și Ingineria Materialelor, specializarea Inginerie Economică Industrială;
2001-2004 Liceu: Colegiul Tehnic “Remus Răduleț” Brașov, profilul – electrician;
1998-2001 Școala Profesională "Auto" Brașov, profilul mecanic-auto
ACTIVITATE PROFESIONALĂ:
2010-prezent Doctorand cu frecvență – Universitatea Transilvania din Brașov, Departamentul Design de produs, Mecatronică și Mediu;
ABILITĂȚI SOFTWARE :
Windows Office, AutoCAD, ProE, MathCAD, Maple, OrCad, SOLIDWORKS, AUTODESK MOLDFLOW, MATLAB.
LIMBI STRĂINE:
Engleză – bine.
ACTIVITATE ȘTIINȚIFICĂ:
Lucrări publicate:
2 lucrări în ISI Jornal;
2 lucrări în ISI proceedings;
7 lucrări în conferințe internaționale cu comitet de program;
1 contract de cercetare;
1 brevet de invenție.
CURRICULUM VITAE
Name: MITU
First name: Leonard Gabriel
Date of birth: 03.09.1983
Address: 52, Calea Bucuresti Street, 500326, Brasov, Romania
Phone: +40-742 817958;
E-mail: [anonimizat]
Nationality: Romanian;
Social status: Married
STUDIES:
2009-2011 Master ‘’Advanced Metal, Ceramic and Composite materials Engineering and Management’’ Transilvania University of Brasov, Faculty of Mechanical Engineering
2004-2009 Degree in Economic Engineering, specialization: Industrial Engineering. Education System Transilvania University of Brasov, Faculty of Mechanical Engineering.
2001-2004 Technical College Remus Radulet.
1998-2001 Professional school Auto Brașov.
PROFESIONAL experience:
2010-present PhD Student – Transylvania University of Brasov.
SOFTWARE SKILLS:
Windows Office, AutoCAD, ProE, MathCAD, Maple, OrCad SOLIDWORKS, AUTODESK MOLDFLOW, MATLAB.
FOREIGN LANGUAGES:
English – well.
SCIENTIFIC ACTIVITY:
Published papers:
2 scientific papers in ISI Journal;
2 scientific papers in ISI proceedings;
7 scientific papers at international conferences with program committee;
1 research contract;
1 invention patent.
DECLARAȚIE
Subsemnații: MITU Leonard Gabriel
în calitate de
student – doctorand al IOSUD: Universitatea “Transilvania” din Brașov
autor al tezei de doctorat cu titlul: Metode și mijloace de analiză a comportamentului materialelor din structura biosistemelor
și
Prof.dr.ing. ROȘCA Ileana-Constanța
în calitate de Conducător de doctorat al autorului tezei
la instituția Universitatea “Transilvania” din Brașov
declarăm pe proprie răspundere că am luat la cunoștință de prevederile art.143 alin (4) si (5)* și art. 170** din Legea educației naționale nr.1/2011 și ale art. 65, alin.5 – 7***, art. 66, alin (2)**** din Hotărârea Guvernului nr.681/2011 privind aprobarea Codului Studiilor universitare de doctorat și ne asumăm consecințele nerespectării acestora.
Semnătură Semnătură
Student doctorand Conducător de doctorat
((4 )indrumatorii lucrărilor de licență, de diplomă, de disertație, de doctorat răspund solidar cu autorii acestora de asigurarea originalității conținutului acestora
(5) este interzisă comercializarea de lucrări șptiințifice în vederea facilitării falsificării de către cumpărător a calității de autor al unei lucrări de licență, de diplomă, de disertație sau de doctorat.
** (1)În cazul nerespectării standardelor de calitate sau de etică profesională, Ministerul Educației, Cercetării, Tineretului și Sportului, pe baza unor rapoarte externe de evaluare, întocmite, după caz, de CNATDCU, de CNCS, de Consiliul de etică și management universitar sau de Consiliul Național de Etică a Cercetării Științifice, Dezvoltării Tehnologice și Inovării, poate lua următoarele măsuri, alternativ sau simultan:
retragerea calității de conducător de doctorat;
retragerea titlului de doctor;
retragerea acreditării școlii doctorale, ceea ce implică retragerea dreptului școlii doctorale de a organiza concurs de admitere pentru selectarea de noi studenți-doctoranzi.
(2)Reacreditarea școlii doctorale se poate obține după cel puțin 5 ani de la pierderea acestei calități, numai în urma reluării procesului de acreditare, conform art. 158.
(3)Redobândirea calității de conducător de doctorat se poate obține după cel puțin 5 ani de la pierderea acestei calități, la propunerea IOSUD, pe baza unui raport de evaluare internă, ale cărui aprecieri sunt validate printr-o evaluare externă efectuată de CNATDCU. Rezultatele pozitive ale acestor proceduri sunt condiții necesare pentru aprobare din partea Ministerului Educației, Cercetării, Tineretului și Sportului.
(4)Conducătorii de doctorat sunt evaluați o dată la 5 ani. Procedurile de evaluare sunt stabilite de Ministerul Educației, Cercetării, Tineretului și Sportului, la propunerea CNATDCU.
***(5) teza de doctorat este o lucrare originală, fiind obligatorie mentionarea sursei pentru orice material preluat.
(6) studentul – doctorand este autorul tezei de doctorat și își asumă corectitudinea datelor și informațiilor prezentate în teză, precum și a opiniilor și demonstrațiilor exprimate în teză
(7) conducătorul de doctorat răspunde împreună cu autorul tezei de respectarea standardelor de calitate sau de etica profesională, inclusiv de asigurarea originalității conținutului, conform art. 170 din Legea nr. 1/2011.
**** protecția drepturilor de proprietate intelectuală asupra tezei de doctorat se asigură în conformitate cu prevederile legii.
Copyright Notice
© Licențiada.org respectă drepturile de proprietate intelectuală și așteaptă ca toți utilizatorii să facă același lucru. Dacă consideri că un conținut de pe site încalcă drepturile tale de autor, te rugăm să trimiți o notificare DMCA.
Acest articol: Metode și Mijloace de Analiză a Comportamentului Materialelor din Structura Biosistemelor (ID: 118302)
Dacă considerați că acest conținut vă încalcă drepturile de autor, vă rugăm să depuneți o cerere pe pagina noastră Copyright Takedown.