ANALIZA FISURILOR PENTRU DIFERITE COMBINAȚII DE BIOMATERIALE FOLOSITE LA REALIZAREA ENDOPROTEZELOR TOTALE DE ȘOLD [301997]

UNIVERSITATEA TRANSILVANIA DIN BRAȘOV

Facultatea Design de Produs și Mediu

PROIECT DE DIPLOMĂ

Absolvent: [anonimizat]: INGINERIE MEDICALĂ

Conducător științific: Sl. dr. ing. DRUGĂ CORNELIU

Conf. dr. ing. COTOROS LAURA DIANA

BRAȘOV

2019

AGAPIE ROXANA

ANALIZA FISURILOR PENTRU DIFERITE COMBINAȚII DE BIOMATERIALE FOLOSITE LA REALIZAREA ENDOPROTEZELOR TOTALE DE ȘOLD

PROIECT DE DIPLOMĂ

Specializarea:

INGINERIE MEDICALĂ

BRAȘOV

2019

CUPRINS

CAPITOLUL 1 8

INTRODUCERE 8

CAPITOLUL 2 11

ANATOMIA SI FIZIOLOGIA ARTICULAȚIEI COXOFEMURALE 11

2.1 Noțiuni generale 11

2.2 Componentele osoase ale șoldului 13

2.3 Biomecanica articulației coxofemurale 18

2.4 Biotribologie. Lubrifierea articulațiilor naturale 22

2.4.1. Noțiuni generale 22

2.4.2. Biomecanica cartilajului articular 23

2.4.3. Lubrifierea naturală în articulațiile sinoviale 25

2.5. Patologia șoldului 25

CAPITOLUL 3 31

PROTEZAREA ARTICULAȚIEI ȘOLDULUI 31

3.1. Noțiuni generale 31

3.2. Înlocuirea totală a articulațiilor 33

3.3.Clasificarea metodelor de protezare pentru articulația coxofemurală 34

3.4. Artroplastia totală de șold 41

3.5.Materialelor utilizate la realizarea endoprotezelor de șold 46

3.5.1. Noțiuni generale 46

3.5.2. Clasificarea biomaterialelor 48

3.5.3. Biomateriale metalice 49

3.5.4. Biomateriale polimerice 52

3.5.5. Biomateriale ceramice 54

3.5.6. Biomateriale compozite 58

3.6. Biocompatibilitatea materialelor cu organismul uman 60

3.7. Metode de diagnosticare a degradării protezelor totale de șold 61

3.7.1.Diagnosticul imagistic al decimentării 62

3.7.2. Alte metode de diagnosticare 63

3.7.3. Mecanismele degradării artroplastiei totale de șold 64

3.7.4. Sistem telemetric pentru măsurarea forțelor din articulația șoldului 66

CAPITOLUL 4 68

ASPECTE LEGATE DE PROPAGAREA FISURILOR 68

4.1. Noțiuni generale 68

4.2. Elemente de mecanica ruperii în cazul biocompozitelor 70

4.2.1. Analiza Koniesh 73

4.3. [anonimizat] 74

CAPITOLUL 5 82

ANALIZA FISURILOR FOLOSIND MICROSCOPIA OPTICĂ 82

5.1. Noțiuni generale 82

5.2.Tehnici de caracterizare a filmelor subțiri 84

5.2.1. Microscopie de forță atomică (AFM) 84

5.2.2. Microscopie electronică cu baleiaj (SEM) 86

BIBLIOGRAFIE 88

LISTA DE ACRONIME ȘI ABREVIERI

BIBLIOGRAFIE FIGURI

CAPITOLUL 2

Fig.2.1. Scheletul uman

Fig.2.2. Scheletul osos al articulației șoldului și bazinului

Fig.2.3. Capul femural

Fig.2.4. Acetabul fracturat

Fig.2.5. Articulațiile șoldului

Fig.2.6. Unghiurile de înclinație ale capului femural față de axul lung al corpului femural. În cazul: adulților(a); copiilor noi născuți(b); persoanelor în varstă (c).

Fig.2.7.Elemente de coxometrie

Fig.2.8. Fractură col femural

Fig.2.9. Anatomia articulației șoldului: secțiunea coronară (a); vederea anterioară (b); vederea posterioară (c)

Fig.2.10. Mijloace de unire coxofemurale

Fig.2.11. Mușchii ce execută mișcările coapsei în articulația șoldului în vedere: anterioară (a); posterioară (b)

Fig.2.12. Amplitudinea mișcărilor efectuate de către membrele inferioare în articulația șoldului: [anonimizat] (a); aducție – adducție (b); [anonimizat] (c)

Fig.2.13 Structura de bază a unei articulații sinoviale

Fig.3.14. Structura cartilajului articular în viziunea lui Benninghoff

Fig.3.15.[anonimizat].2.16. Radiografia de fața a bazinului. Pe șoldul drept este figurat unghiul Wiberg (W), [anonimizat]hiatica Kohler (K)

Fig.2.17.Prezentare coxartroză

Fig.2.18. Cap femural necrozat

Fig.2.19. Radiografia unui șold normal(Stanga) .În această radiografie stadiul NACF este avansat cu deformarea capului femural(Dreapta)

Fig.2.20. Posturi ale fătului cu risc de apariție a luxației congenitale de șold

Fig.2.21. Poliartrită reumatoidă, coxită reumatismală bilaterală, formă protruzivă – proteză totală cimentată, șold bilateral, pacient de 61 de ani

CAPITOLUL

CAPITOLUL 1

INTRODUCERE

Artroplastia cu proteză de șold este considerată la ora actuală cel mai folosit procedeu de reconstrucție a șoldului adult, reprezentând o soluție terapeutică pentru o serie de afecțiuni degenerative, imflamatorii sau congenitale ale articulației coxofemurale. Deși nu prelungește în mod special rata de supraviețuire, aceasta îmbunătățește calitatea vieții unor pacienți ce au un handicap motor grav.[1]

Artroplastia arterială totală a fost acceptată de mult timp ca un mijloc fiabil și de cost eficient pentru îmbunătățirea calității vieții.

În trecut, din cauza lipsei unor materiale biocompatibile accesibile și a unor tehnici chirurgicale complexe singura soluție era înlăturarea țțesutului afectat, amputarea și înlocuirea, acolo unde se putea, cu o proteză exterioară. La ora actuală, exceptând cazul amputării, sunt utilizate două variante chirurgicale: transplantul și implantarea.[7]

Astăzi practica artroplastiei totale a șoldului a devenit o tehnică de rutină și s-a extins și în România, deși din cauza condițiilor materiale ea a fost mai târziu efectuată. Artroplastia protetică a șoldului se practică curent, în toate marile servicii de ortopedie.[1]

S-a demonstrat că oamenii sunt din ce în ce mai predispuși la leziuni fizice ale șoldului, în special prin accidente datorate practicării sporturilor sau datorită accidentelor rutiere.

În anul 1938 Philip Wiles a implantat prima proteză totală de șold, care era alcătuită dintr-o cupă de oțel fixată cu un pivot peste capul femural și o semisferă de oțel fixată cu șuruburi în acetabul. Sven Kiaer introduce cimentul acrilic dentar în ortopedie, în anul 1950, astfel pregătit terenul pentru apariția protezei de șold moderne. Sir John Charnley, care a fost inițiatorul ei, a reușit în 1960 să sintetizeze în mod genial rezultatele cercetării în domeniul lubrifierii articulare, cu utilizarea cimentului acrilic în fixarea componentelor protetice și folosirea cuplei de frecare metal sau polietilenă. Conceptul artroplastiei cu coeficient minim de frecare (LFA) promovat de Charnley s-a concretizat în proteza cu cap de oțel inoxidabi cu diametrul de 22,25 mm și o cupă din polietilenă de înalta densitate (UHMWPE) cu pereți groși, constituind și astăzi strandardul de aur în evaluarea performanțelor altor proteze.[1]

Succesul artoplastiei totale de șold (THA) constă în crearea unei noi articulații stabile în timp, cu un coeficient de frecare redus între componentele, care sunt fixate la nivelul osului. Evoluția artoplastiei de șold a fost extrem de accentuată, iar încercările recente continuă să îmbunătățească rezultatele acestei metode. Cercetările se axează, în special, pe două direcții: una care încearcă să elimine utilizarea cimentului, iar cea de-a două, să îmbunătățească fixarea cu ciment. Ambele idei au dus la dezvoltarea celor două tipuri de proteze folosite astăzi: proteze cimentate și necimentate, fiecare cu avantajele și dezavantajele ei.[4]

Conform Registrului Național de Endoproteze, artroplastia de șold este cea mai des întalnită artroplastie la ora actuală la noi în țară, în jur de 8000 de proteze anual, dar acest număr nu corespunde cu necesitatea reală. În fig.1.1. se poate observa că anul 2018 a însemnat un an de mare amploare în ceea ce înseamnă endoproteze de șold, realizându-se cele mai multe operații la noi în țară.

Fig.1.1.Situația operațiilor de endoproteze de șold[33]

Principalele motive de revizie a protezelor de șold au fost degradarea aseptică (33%), uzurea UHMWPE (30%) și instabilitatea (17%).[29]

Numai în SUA sunt implantate peste 100 000 de proteze anual, utilizând proteze cu frecare redusă cu o cupă de polietilenă și cap femural metalic.

Artroplastia totală a șoldului reprezintă un capitol de succes al ortopediei oferind o soluție pentru milioane de oameni cu afecțiuni ce nu pot fi corectate ale articulației șoldului.

Capitolul doi este intitulat Anatomia și fiziologia articulației coxofemurale și prezintă amănunțit elementele de anatomie și fiziologice, dar și patologia articulației coxo-femurale. În acest capitol sunt prezentate și mișcărilor efectuate de către membrele inferioare în articulația șoldului. La finalul capitolului mai sunt prezentate si noțiune de biotribologie, dar si noțiuni de lubrifierea articulațiilor naturale.

Capitolul trei se intitulează Protezarea articulației șoldului și prezintă artroplastia totală cu proteză de șold (THA) dar si înlocuirea totală a articulațiilor (TJR). În continuarea capitolului sunt prezentate și elementele componenete ale protezelor dar și tipurile acestora. Capitolul mai conține și clasificarea biomaterialelor ( metalice, ceramice, compozite, polimerice) dar și biocompatibilitatea cu organismul gazdă.

Capitolul patru se numește Aspecte legate de propagarea fisurilor și prezinta tipuri de propagarări ce au loc în tiferite tipuri de biomateriale.

CAPITOLUL 2

ANATOMIA SI FIZIOLOGIA ARTICULAȚIEI COXOFEMURALE

2.1 Noțiuni generale

Aparatul locomotor al omului este format din oase, articulații, ligamente și mușchi. Acesta este sistemul de bază care formează structura omului și îi dă acestuia posibilitatea de a se mișca, ceea ce joacă un rolul important în viață.[17]

Scheletul unui adult are 206 oase legate cu ligamente și tendoane, care formează un cadru protector pentru mușchii atașați și țțesuturile moi care stau la baza lor. Scheletul uman este compus din oase lungi, oase scurte și oase plate.[4]

Fig.2.1. Scheletul uman [35]

Greutatea scheletului semnifica 18% pentru bărbați și 16% pentru femei din greutatea totala a corpului. Scheletul uman are in jur de 150 de imbinari. [4]

Biomecanica este știința care studiază mișcările ființelor vii, ținând seama de caracteristicile lor mecanice. Este un domeniu de cercetare apropiat de al anatomiei, fiziologiei și respectiv al mecanicii.[4]

Mecanismul locomotor al omului reprezintă, un sistem complex cu multe grade de libertate. Când două oase se îmbină între ele printr-o articulație ele formează o cuplă cinematică, iar când câteva oase se îmbină succesiv prin articulații ele formează un lanțț cinematic. Numărul gradelor de libertate se determină cu relația.[17]

(1.1)

unde: n – numărul gradelor de libertate;

N – numărul elementelor mobile;

i – clasa cuplei cinematice (egală cu numărul gradelor de libertate anulate de cupla cinematică respectivă);

Pᵢ – numărul cuplelor care limitează i grade de libertate

Numărul gradelor de libertate ale corpului omenesc, modelat cu 144 elemente legate între ele prin 81 cuple de clasa a cincea, 33 cuple de clasa a patra și 29 cuple de clasa a treia, este:

În general un mecanism are nevoie de un număr de elemente motoare egal cu numărul gradelor de libertate pentru ca mișcarea lui să fie determinată. Dar, în cazul corpului omenesc, numărul gradelor de libertate este mai mare decâr numărul elementelor componente. Totuși mișcările corpului omenesc sunt determinate datorită faptului că în procesul mișcării corpului gradele de libertate se află sub controlul aparatului neuro-muscular. Problema coordonării mișcărilor constă în subordonarea gradelor de libertate excedentare unui singur sistem unitar de comandă.[4]

Articulația șoldului (coxofemurală) este o articulație de tip sinovial, ce face legătura între osul femural (capul femural) și scheletul bazinului (cavitatea acetabulară).

Soldul poate fi impartit in mai multe categorii:

– oasele si articulațiile;

– ligamentele si tendoanele;

– muschii;

– nervii;

– vasele de sange;

– bursele. [1]

Fig.2.2. Scheletul osos al articulației șoldului și bazinului [4]

2.2 Componentele osoase ale șoldului

A.CAPUL FEMURAL

Capul femural are un diametru cuprins intre 42 si 56 mm, în general fiind mai mic la femei decât la barbați. Din punct de vedere geometric se consideră că seamănă cu o sferă, explicând incongruența elastică naturală a articulatiei neincarcate. Pe fața medială, in cadrul postero-inferior al suprafeței articulare, se află fovea (scobitura) capului femural, în a carei jumatate antero-superioară rugoasă se inseră ligamentul capului femural.[1]

Inferior și lateral, capul se continuă cu colul femural, de care se delimitează printr-o margine circumferențială netă, care determină apariția șanțului subcapital. El dispare doar pe fața anterioară a colului, unde cartilajul articular se extinde pe o mică distanță. Șanțul subcapital este perforat de orificiile arterelor epifizare laterale, mai ales în cadrul postero-superior, care are valoare de hil vascular. Cartilajul hialin acoperă neuniform capul femural: el este mai gros în zona centrală (3 mm) și se subțiază spre periferie, având în consecință proprietăți mecanice diferite pentru diversele zone ale suprafeței articulare.[1]

Deși nu se cunoaște exact modul de repartiție a eforturilor în capul femural, se consideră că forță de reacție articulară acționează la nivelul cadranului superior, numit și suprafață portanța.

Fig.2.3.Capul femural [36]

B.ACETABULUL

Acetabulul are forma unei jumătăți de sferă, având un diametru de aproximativ 60 mm. Suprafața acetabulului este acoperită cu cartilaj articular ce reprezintă doar o parte din suprafața întregii emisfere osoase.

Spre deosebire de cavitatea glenoidă a scapulei, el prezintă un compartiment medial nearticular numit fosă acetabulară, constituit în cea mai mare parte din lama patrulateră acoperită de periost. În interiorul fosei se află un țesut conjuctiv numit pulvinar, ligamentul capului femural, arterele acetabulare precum și terminațiile nervoase proprioceptive. Lama patrulateră constituie septul osos care separă fosa de pelvisul minor.[1]

Compartimentul lateral este articular, fiind reprezentat de fața lunară având forma unei potcoave sau a unui inel întrerupt inferior la nivelul incizurii acetabulare. Incizura este transformată în canal de ligamentul transvers al acetabulului, fiind folosit drept coridor de trecere spre fosa de vase acetabulare și țesutul conjuctiv. Fața lunară este prevăzută cu un cartilaj hialin mai gros spre periferie, este mai lată la nivelul tavanului, prezentând un corn anterior ascuțit și un corn posterior rotunjit. Marginea osoasă externă este numită limbus acetabuli și se continuă cu baza labrumului acetabular .

Ca toate fibrocartilajele de augmentare, acesta este un inel complet, care se prinde pe circumferința neregulată a acetabulului. Pe sub ligamant, se realizează comunicarea dintre fosă și regiunea periarticulară.

Fig.3.4. Acetabul fracturat [37]

Acetabulul se împarte în patru cadrane:

Cadranul superior constituie un acoperiș și garanteaza stabilitatea articulației in extensie,

Cadranul posterios preia forțele in flexie,

Cadranul anterior si inferior formeaza jumatatea neportanta a cotilului.[1]

Fig.3.5. Articulațiile șoldului[39]

C.COL FEMURAL

Colul femural este un segment osos cilindric de 50 mm, turtit antero-posterior, ce leagă capul de diafiza femurală. Spre deosebire de capul femural în întregime intracapsular, un segment lateral de aproximativ 2 cm al feței posterioare a colului rămâne extracapsular.[1]

Colul femural are posibilitatea de a poziționa specific centrul capului femural, față de axul diafizei femurale și pe aceiași orizontală cu vârful marelui trohanter, contribuind astfel la aspecte de crosă răsturnată a extremității superioare a femurului.[1] Această formă specifică a femurului este caracterizată de 2 parametrii:

În plan frontal, unghiul cervicodiafizar are o valoare medie de 130⁰ la adult;

În plan orizontal, unghiul de antetorsiune are o valoare medie de 12⁰ la adult.

Unghiul cervicodiafizar mai poartă numele de unghi de înclinatie, iar unghiul de torsiune se mai numeste unghi de declinație sau antetorsie. [1]

Fig.3.6. Unghiurile de înclinație ale capului femural față de axul lung al corpului femural. Cazuri:adulților(a);copiilor noi născuți(b);persoanelor în vârstă(c).[4]

Un unghi cervicodiafizar mai mic de 130⁰ definește coxa vara , un unghi mai mare de 130⁰ – coxa valga ,iar un unghi de antetorsie mai mare de 12⁰ – coxa antetorsa.[1]

Fig.3.7. Elemente de coxometrie[40]

Componentele osoase ale articulației șoldului sunt alcătuite din țesut osos spongios, organizat ca o structură funcțională tipică, care se așează pe direcția liniilor izostatice. Acestea dau naștere unor construcții traiectoriale în care trabeculele osoase sunt altfel așezate încât tind să fie solicitate la compresiune pură sau la tracțiune pură.[1]

Fig.3.8. Fractură de col femural [41]

D.MARELE SI MICUL TROHANTER

Marele si micul trohanter sunt zone de inserție pentru musculatura șoldului. Mușchii abductori ai șoldului: fesier mic și mijlociu se inseră la nivelul marelui trohanter.

Marele trohanter are formă rectangulară și se proiectează superior de joncțiunea colului femural cu metafiza. Limita proximală a trohanterului este la aproximativ 7 cm inferior de spina iliacă anterosuperioară, fiind la același nivel cu centrul capul femural. Această fosă prezintă uneori o regiune exostozanta, caracter rasial, util in identificarea rasei scheletelor descoperite.

Micul trohanter reprezintă o zona de forma tronconică situată medial și posterior in partea superioară a femurului, la nivelul joncțiunii colului cu restul osului. Partea medială și suprafața anterioară sunt rugoase, iar suprafața posterioară este netedă.

La persoanele tinere, cel mai des intalnit mecanism de producere a fracturilor este un traumatism puternic cum ar fii accidente de mașina sau caderi de la inalțime. La persoanele vâsnice o cadere de la același nivel este de ajuns pentru a produce o fractură.

Factori care contribuie la fracturi:

reflexele de apărare nu sunt la fel de prezente ca la alte persoane;

țesut osos de duritate scazută;

structura pacientului nu prezintă țesuturi musculare sau adipoase care să absoarbă din șocul traumatismului.

2.3 Biomecanica articulației coxofemurale

Articulația șoldului este o articulație de tip sinovial, care face legătura între osul femural (capul femural) și scheletul bazinului (cavitatea acetabulară), acest lucru fiind prezentat in fig.3.10.[4]

Cavitatea acetabulara si capul femural sunt simetrice si spațiul din acestea este egal in toata punctele, având foarte puține deviații pentru a permite zonei să fie lubrefiată corespunzător.[10]

Când o persoană se găseste în sprijin bipodal. greutatea lui se află asupra acetabului și femurului, iar când acesta stă greutatea este împărțită pe ambele oase iliece.[10]

Capsula articulară are forma unui manson cilindric, având o circumferință acetabulară mai mare și alta mai mică, femurală. Ea este mai puternică în partea superioară și anterioară , unde atinge o grosime, cuprinsă între 10 și 12 mm. În structura capsulei se interpun mai multe categorii de fibre de colagen:

Fibre longitudinale acetabulo-femurale dispuse superficial;

Fibre oblice acetabulo-femurale, cu direcție spiralată;

Fibre arcuate acetabulo-acetabulare asezate in cravata , in jurul colului femural;

Fibre circulare fără inserție osoase , care se condensează pe fața profundă a capsulei.[1]

De la vivelul inserției anterioare și inferioare a capsulei de femur, unele fibre se reflectă pe suprafața colului și urcă spre capul femural, acoperite de membrană sinovială, fiind cunoscute că retinacule. [1]

Deoarece au o poziție vulnerabilă, unele retinacule sunt rupte în cazul fracturii de col femural, explicând astfel apariția necrozei ischemice post-traumatice a capului femural. Pe fața anterioară, se interpune o bursă sinovială între tendonul mușchiului psoas-iliac și capsulă.[1]

Membrana sinovială acoperă fața profundă a capsulei și cele două fețe ale labrumului acetabular. La nivelul inserției capsulei de col, aceasta se reflectă pe suprafața acestuia și îl învelește până la joncțiunea cu capul, acoperind atât fibrele retinaculare ale capsulei, cât și vasele cervicale ascendențe destinate nutriției capului femural.[1]

Fig.3.9. Anatomia articulației șoldului: secțiunea coronară (a); vederea anterioară (b); vederea posterioară (c) [4]

Elementele ce realizează întărirea capsulei articulare sunt:

Ligamentul ilio-femural este o formațiune ce are aspect triunghiular situat în partea superioară a feței anterioare a capsulei. El este cel mai viguros ligament al articulației Acesta pleacă de la baza spinei iliace anteroinferioare și se insera pe linia intertrohanteriană. Acesta este format din 2 părți:

Partea tranversala: se confundă cu capsula articulară;

Partea descendența: este mai dezvoltată;[1]

Ligamentul pubofemural pornește de pe ramură superioară a pubisului, la linia intertrohanterică.[5]

Ligamentul ischiofemural pornește de la corpul ischionului, la partea posterioară a colului și participă la formarea zonei orbiculare.[5]

Ligamentul capului femural reprezintă singurul ligament intracapsular. Acesta pornește de la nivelul fosetei capului femural, la incizura acetabulară.[5]

Zona orbicularis este al patrulea ligament capsulat. Prin conexiunile pe care le realizează cu cele trei ligamente longitudinale, zona orbiculară are o acțiune stabilizatoare asupra structurii capsulare.[5]

Ligamentul se tensionează în pozițiile de semiflexie și adducție a articulației, având un rol în menținerea stabilității ei, rezistă la o forță de tracțiune de 45 kg, în comparație cu ligamentul iliofemural care rezistă la aproximativ 350 kg.[1.]

Fig.3.10.Mijloace de unire coxofemurale [42]

Articulația coxo-femurală are 3 grade de libertate și permite efectuarea mișcărilor de flexie-extensie, abducție-adducție, rotație și circumducție.

Tabel.3.1. Prezentarea gradelor de libertate[2]

Mișcările de flexie și extensie

Dacă mișcările de flexie și extensie ar fi pure, ar trebui să se realizeze în jurul unei axe transversale care trece prin vârful marelui trohanter și prin foseta ligamentului rotund. Mișcarea de flexie se însoțește și de mișcarea de rotație înăuntru, iar extensia se însoțește de o mișcare de rotație în afară, astfel axa biomecanică corespunde axei centrale a cavității cotiloide. Amplitudinea acestor mișcări este legată de poziția genunchiului. În momentul în care genunchiul este întins, flexia șoldului este limitată la 90⁰, prin punerea sub tensiune a mușchilor posteriori ai coapsei. Când genunchiul este îndoit, flexia șoldului atinge 120⁰.[2]

Mușchii flexori ai coapsei sunt: mușchiul iliopsoas și dreptul femural ce au o acțiune principala și mușchiul fasciei lata, mușchiul croitor cu o acțiune mai redusă. Mișcarea de extensie este realizat de mușchiul gluteul mare ce are o acțiune principală și de gluteul mijlociu, bicepsul femural, semitendinosul, semimembranosul și adductorii ce au o acțiune redusă.[7]

Fig.3.11. Mușchii ce execută mișcările coapsei în articulația șoldului în vedere: anterioară (a); posterioară (b) [4]

Mișcările de abducție și adducție

Acestea se realizează în jurul unei axe antero-posterioare ce trece prin centrul capului femural și sunt însoțite de mișcări de rotație ale coapsei. Abducția este realizează de către: tensorul fasciei lata, fesierul mijlociu și croitorul. Adducția este realizează de către: psoasul-iliac, fesierul mic, dreptul intern, pectineul, cei trei adductori, semitendinosul, semimembranosul.[2]

Mișcarea de adducția este efectuată de către cei trei mușchi adductori care sunt ajutati de acțiunea mușchilor iliopsoas, gracilis și pectineu.[7]

Mișcările de rotație externă și internă

Mișcările acestea se realizează în jurul unei axe verticale care trece prin capul femurului. Amplitudinea rotației externe active este de 15⁰ și pasive 20⁰ iar a rotației interne active este de 35⁰ și pasive de 40⁰.[2]

Mușchii ce realizează mișcarea de rotație externă sunt: mușchiul gluteul mijlociu, gluteul mare și piriform. Mișcarea de rotație internă, este executată de mușchii: gluteul mijlociu, gluteul mic și semimembranosul.[7]

Mișcarea de circumducție

Această mișcare rezultă din trecerea coapsei prin toate pozițiile descrise mai sus. În realizarea ei intervin toate grupele musculare ale șoldului.[2]

Fig.3.12. Amplitudinea mișcărilor efectuate de către membrele inferioare în articulația șoldului: mișcarea de flexie – extensie (a); aducție – adducție (b); rotație internă –externă (c) [4]

2.4 Biotribologie. Lubrifierea articulațiilor naturale

2.4.1. Noțiuni generale

Tribologia îmbină problemele de frecare, uzare și ungere, făcând parte din același grup de discipline cu: mecanica, fizica, chimia, termotehnica etc. Ea este o știință multidisciplinară ce se află la granița dintre mecanica solidelor și mecanica fluidelor.[18]

Din punct de vedere etimologic cuvântului „tribologie”, provine din cuvintele de origine greacă „tribos”- frecare și „logos”- știință.[18]

Prin urmare, bio-tribologia poate fi considerată ca fiind studiul proceselor biologice de lubrifiere, ca și exemplu fiind articulațiile sinoviale.[4]

Procesele tribologice sunt prezente ori de câte ori avem dispozitive solide care rulează unul față de altul, la fel ca în rulmenți, came, roți dințate, inele cu piston și cilindri, sau la prelucrarea metalelor (strunjire, găurire, filetare), contacte electrice glisante, instrumente muzicale, mișcările din articulațiile umane (articulațiile șoldului și genunchiului), mașini-unelte, dar și în procesele mai puțin evidente (mersul pe jos, scrierea), precum și la utilizarea unor elemente de fixare (cuiele, șuruburile, bolțurile).[4]

Frecarea reprezinta rezistența tangențială, care este oferită de o alunecare a unui corp solid peste un altul. Frecarea este rezultatul mai multor factori și nu poate fi tratată ca ceva singular cum este densitatea sau chiar vâscozitatea.[4]

Coeficientul de frecare, este indicat prin μ sau ƒ, fiind definit ca raportul F/N, unde F – forța de frecare și N – reacțiunea normală.[4]

Uzura reprezinta pierderea progresivă de substanță de la suprafața unui organism la funcționare, ca urmare a mișcării relative de la suprafață.[4]

Reducerea coeficientului de frecare se poate desăvârși prin schimbări ale design-ului, materialelor, sau lubrifiantului, deși nu sunt întotdeauna realizabile și practic.[4]

Lubrifierea reprezintă procesul de reducere a frecării, uzurii, sau a altor forme de deteriorare a suprafețelor aflate în mișcare relativă prin aplicarea unei substanțe solide, lichide sau gazoase.[4]

2.4.2. Biomecanica cartilajului articular

Cartilajul articular estețțesutul care reprezintă cheia funcțională a articulațiilor sinoviale. Acesta derivă din țțesutul conjunctiv, are o grosime între câteva sute de microni până la câțiva milimetri, ce variază în raport cu tipul de articulație.[4] Proprietățile care îl fac remarcabil si unic sunt rezistența sa deosebită la presiune, la uzură si capacitatea de a distribui presiunea atât pe suprafață cât si consecutiv pe o mai mare parte a osului subcondral.

În compoziția cartilajului intră trei elemente importante: condrocitele, fibrele de colagen și substanța fundamentală.

Condrocitele sunt cele responsabile de preluarea presiunii dezvoltate în interiorul cartilajului. Exista trei tipuri de condrocite:

Cele din zona superficială sunt alungite, fiind așezate razant cu suprafața articulară;

Cele din zona intermediară sunt celule mari rotunde grupate câte două;

cele din zona profundă sunt mai mici decât cele din zona intermediară și sunt grupate câte trei-patru.[3]

Fig.3.13 Structura de bază a unei articulații sinoviale [43]

Elementele fibrilare care intră în structura țțesutului cartilaginos sunt fibre de colagen, cu o orientare particulară adaptată forțelor și funcției articulare. Benninghoff susținea că fibrele de colagen sunt fixate în zona calcificată și au o direcție verticală în stratul profund, devenind oblice în stratul intermediar și tangențiale în stratul superficial.[4]

Fig.3.14. Structura cartilajului articular în viziunea lui Benninghoff[3]

Substanța fundamentală reprezintă materialul amorf care se găsește între celule și fibre, fiind constituită din molecule mari de proteoglicani și glicoproteine structurale.[4]

Proprietățile biomecanice ale cartilajului sunt mai bine înțelese dacă se folosește modelul bifazic. Cartilajul este asimilat cu un material poros, porozitatea sa fiind de 60Å, de aceea unul dintre factorii principali care afectează comportarea biomecanică a cartilajului este permeabilitatea, pe lângă caracteristicile intrinseci ale fazei solide, cum ar fi modulul de elasticitate și vâscozitatea.[3]

Suprafețele articulare sunt acoperite de un strat protector de cartilaj hialin foarte neted și foarte lunecos. Ca în orice articulație sinovială, mișcările sunt facilitate de existența, între suprafețele articulare, a lichidului sinovial.[19]

Lichidul sinovial este secretat de către membrana sinovială ce tapetează, în interior, capsula articulară. Este un lichid transparent, clar, de culoare galben pal, vâscos, ce conține leucocite și glucoză. Lichidul sinovial este considerat un dializat al plasmei sangvine îmbogățit cu proteine, în special cu acid hialuronic.[19]

Membrana sinovială are rol important în a asigura îndepărtarea diverșilor produși acumulați în articulație, chiar și a particulelor de uzură. Unele particulele nu pot fi însă îndepărtate. Particulele mai mari, produse de exemplu prin uzura protezelor și în special a componentelor din polietilena înaltă (UHMWPE), din păcate rămân în interiorul articulației producând, în timp reacții ale organismului.[19]

2.4.3. Lubrifierea naturală în articulațiile sinoviale

Tribologia înseamnă studiul frecării, uzurii și lubrifierii, deci, bio-tribologia poate fi considerată studiul proceselor biologice de lubrifiere, de exemplu articulațiile sinoviale.

Lubrifierea limită apare pe suprafețele articulare în contact și efectuează absorbția complexelor hialuronat-proteine, ce duce la căptușirea asperităților pe suprafețele mobile. Se generează un film de separație limită mono sau multimolecular, ce permite alunecarea cu abraziune minimă.[21]

Un model de lubrifiere explicat prin fenomenul de auto-presurizare hidrostatică, indică că țesutul hialin este o matrice poroasă umplută cu lichid. Dacă acesteia i se aplică o sarcină de compresiune va avea loc o presurizare a buzunarelor cu fluid, ca urmare a deformării suportului cartilaginos aproape de cota sa minimă. [21]

În anul 1932 MacConail a pus în evidență că în timpul deformării elastice a suprafețelor articulare, pentru solicitările obișnuite ale șoldului, se instalează lubrefierea elastohidrodinamică. Suprafețele articulare iși pierd paralelismul și antrenează în sensul mișcării de translație o cantitate de lichid sinovial cu rol de pană care determină separarea suprafețelor.[22]

În anul 1959 McCutchen a propus un concept complet nou de lubrifiere, weeping lubrication, aplicat la articulațiile sinoviale. [4]

În anul 1967 Fein presupune un tip de lubrefiere cu un film subțire de lichid sinovial ce se interpune între suprafețele articulare care îl presurizează.[23]

2.5. Patologia șoldului

A.Coxartroza

Coxartroza sau artroza șoldului este o artropatie cronică determinată de factori generali sau locali care produc modificări ale structurilor articulare, caracterizate din punct de vedere morfologic prin alterări distructive ale cartilajului articular, asociate cu leziuni proliferative ale țesutului osos subiacent.[15]

Această problemă apare cel mai frecvent la persoane cu vârste cuprinse între 50 și 60 de ani , în mod special la femei, acestea fiind mai predispuse la displazie congenitală de șold, lucru cauzat de hormoni.

Fig.3.15.Radiografie coxo-femurala[44]

Apariția traumatismelor sunt cauzate de accidentele rutiere sau căderi de pe locuri înaltate, care determină fracturi ale oaselor bazinului , dar cel mai grav pot determina apariția coxartrozei la orice varstă.

Fig.3.16. Radiografia de fața a bazinului. Pe șoldul drept este figurat unghiul Wiberg (W), iar pe cel stâng linia ilio-ischiatica Kohler (K) [45]

S-au descris două forme de coxartroză:

a)Coxartroza primitivă

Se observă o precădere semnificativă a protezei totale de șold cimentate în comparație cu celelalte tipuri de implanturi folosite. Această indicație a fost în raport direct cu aspectul clinic și radiografic al șoldului afectat și vârsta pacienților, majoritatea având vârste cuprinse între 60-70 de ani.

În cazul coxartrozei primitive procesul de distrugere în articulația șoldului nu are o cauză precisă, începutul afecțiunii fiind destul de tardiv, în general după 60 de ani, cu localizare frecvent bilaterală și cu o evoluție, de cele mai multe ori, lent progresivă, cu excepția formelor rapid distructive, care evoluează rapid, dureros și invalidant.[3]

b)Coxartroză secundară

Pentru coxartroza secundară există, de asemenea, o precădere semnificativă a protezei totale de șold cimentate care are un numărul crescut, dar exista si proteze totale necimentate și proteze hibrid implantate.[3]

În coxartroza secundară există o mare diversitate de opțiuni în ceea ce privește alegerea tipului de implant utilizat. Aceasta derivă în principal din particularitățile afecțiunilor de bază care au condus în final la coxartroză.[3]

Principalele afecțiuni ale șoldului responsabile de producerea coxartrozei secundare sunt: displazia de șold, necroza aseptică a capului femural, coxartroza post traumatică, coxartroza post artritică septică și altele .

Alte simptome: zgomote la mobilizarea articulației, reducerea mobilitații articulare (mai ales la extensie, rotației interne si abducției), poziție vicioasa (flexie, adducție, rotație externă), semnul Patrik (maleolă-genunchi), semnul pantofului Duvernay (încălțare pe la spate cu genunchiul flexat, pacientul nu se poate apleca), diferența de lungime a membrelor, prin scurtarea membrului afectat.[3]

Fig.3.17.Prezentare coxartroză [46]

B.NECROZA ASEPTICĂ DE CAP FEMURAL (NACF)

NACF sunt suferințe ale aparatului locomotor deoarece afectează adulții tineri (80-90% bărbați), cu media de vârstă sub 40 ani (între 30-60 ani), cu deteriorarea severă a articulației șoldului în decurs de 3 ani la circa 50% din cazuri și cu implicare bilaterală la mai mult de jumătate dintre pacienți (50-70%).[3]

Necroza aseptică primitivă a capului femural cu artroză secundară dureroasă a șoldului este o afecțiune din ce în ce mai întâlnită la pacienți adulți tineri, fără episoade traumatice sau infecțioase în antecedente. Necroza capului femural care apare după o fractură de col femural sau o luxație a șoldului, așa numita necroză post-traumatică, este asociată cu compromisul mecanic asupra vaselor care asigură vascularizația acestui teritoriu.[15]

Persoanele cu necroză a capului femural pot avea afectate ambele șolduri, investigațiile radiologice, computer tomografice (CT) și de rezonanță magnetică nucleară (RMN) punând în evidență implicarea bilaterală. Daca se constată intraoperator o deformare a capului femural în condițiile în care acetabulul este normal, poate fi luat în considerare utilizarea unei cupe bipolare, cu tijă femurală cimentată sau necimentată, sau, mai nou artroplastie de acoperire a suprafețelor .[3]

Fig.3.18. Cap femural necrozat [47]

Pacienții ce sufera modificări artrozice secundare și pe cotil necesita realizarea unei artroplastii totale. Indicația de proteză cimentată, necimentată sau hibrid se stabilește în raport cu numeroși parametri: vârsta bolnavului, nivelul de activitate fizică și de solicitare a articulației protetice, sex, greutate, antecedente de intervenții pe șold. Pentru un pacient tânăr în plină activitate, indicația cea mai bună este pentru proteză totală necimentată.[3.]

Diagnosticarea necrozei aseptice de cap femural se face de catre medicul ortoped în urma radiografiilor sau în urma unui RMN. Pacienții care sunt suspectati de necroză ischemică în fază incipientă au dureri mari în jurul articulației șoldului,dar au o mobilitate destul de bună.

Fig.3.19. Radiografia unui șold normal(Stanga) .În această radiografie stadiul NACF este avansat cu deformarea capului femural(Dreapta) [48]

La ora actuală, capătă din ce în ce mai mult credit indicația de proteză totală tip hibrid, fie în varianta clasică, cu cotil necimentat și tijă cimentată după tehnici de cimentare de a treia generație , fie, atunci când situația o impune, o proteză totală hibrid „invers”: cotil cimentat, tijă necimentată.[3.]

C.BOALA PARKINSON

Procesele artrozice degenerative ale șoldului la acești pacienți pot apărea frecvent în cursul evoluției naturale a bolii sau după fracturi ale șoldului favorizate de deficitul de coordonare motorie specific bolii.[3]

Literatura de specialitate menționează o paletă largă de intervenții chirurgicale, altele decât artroplastia cu proteză în cazul șoldului fracturat sau artrozic la parkinsonian în timp ce indicația de artroplastie totală a șoldului de primă intenție este destul de controversată. S-a constatat că pacienții care din diverse motive nu au fost operați, au avut o rată crescută de mortalitate și morbiditate, în special bronhopneumonie de stază. [3]

Altfel spus, rata mortalității și a morbidității prin complicații postoperatorii este mult mai mare la acești pacienți de suferă de parkinson în comparație cu cei care care nu sufera de aceasta boala. Principalele complicații sunt reprezentate de infecții (urinare, pulmonare) sau luxații precoce și frecvente ale protezei implantate, în special în cazul hemiartroplastiilor. De aceea se recomandă implantarea de o manieră sistematică a protezei totale cimentate în detrimentul protezei necimentate sau a protezei mono sau bipolare.[3]

D.DISPLAZIA SI LUXAȚȚIA COXO-FEMURALA

Displazia de șold, denumită și displazie de dezvoltare a șoldului (DDS) sau luxație congenitală de șold, este o dezvoltare anormala care duce la defecte ale capsulei, extremitații proximale a femurului și cotilului, întâlnită până la vârsta de la 7-8 luni.[6]

Luxația congenitală de șold reprezintă o deformație progresivă a unor structuri anterior normale, deformare care se produce în timpul perioadei fetale de dezvoltare.

LCS apare mai frecvent la sexul feminin, cu precădere la primul născut (60%). Șoldul stâng este mai afectat decât cel drept.[6]

Luxația teratologică se contituie în perioada embrionară, de organogeneza.[6]

Fig.3.20. Posturi ale fătului cu risc de apariție a luxației congenitale de șold [15]

E.POLIARTRITA REUMATOIDA

În poliartritan reumatoidă și colagenoze, cum ar fi artrita psoriazică, artrita reumatoidă juvenilă cronică sau lupus eritematos, în special în cazurile cu atingere bilaterală și a altor articulații, artroplastia totală de șold reprezintă uneori singura șansa pentru eliminarea durerilor și creșterea mobilității articulare. În cele mai multe cazuri acești pacienți sunt fragili, au diverse grade de dermatite, vasculite, osteopenie și musculatură slab dezvoltată. Acești bolnavi au primit sau primesc steroizi, având un risc crescut de fractură în cursul intervenției sau de infecție postoperatorie.[3]

Fig.3.21. Poliartrită reumatoidă, coxită reumatismală bilaterală, formă protruzivă – proteză totală cimentată, șold bilateral, pacient de 61 de ani [30]

Când se recomandă intervenția de artroplastie și la șold sau genunchi, există părerile diferite legate de ordinea realizării: artroplastia genunchiului poate fi foarte dificilă în prezența unei articulații de șold artritice, foarte rigidă, și invers, o retracție severă în flexie a genunchiului poate predispune la luxarea șoldului operat. Dacă cele două articulații sunt afectate la fel, trebuie realizată mai întâi artroplastia șoldului.[3]

CAPITOLUL 3

PROTEZAREA ARTICULAȚIEI ȘOLDULUI

3.1. Noțiuni generale

Cele mai vechi documente privitoare la folosirea membrelor artificiale provin de la Herodot și Aristophanes ce datează din secolul V î.e.n. Cu toate că vestigiile și unele documente dovedesc existența unor preocupări pentru construcția de proteze încă cu mai multe sute de ani în urmă, un progres real se remarcă abia în secolul al XVI-lea. Armurierii care se ocupau cu construcția protezelor realizau, pentru vremurile de atunci, adevărate capodopere, compuse din mecanisme de prindere și de răsucire, dotate cu pârghii și sisteme dințate de frânare.[9]

Fig.3.1. Clasificarea protezelor [4]

Cuvântul „proteză” provine de la cuvintele grecești: „pro” – în loc, și „tilhemi” – așezare, care indicând un aparat care poate să înlocuiască lipsa unui organ în întregime sau numai a unui segment al corpului.[7]

Endoproteza este o proteză inclusă în interiorul corpului.

Protezarea constă în folosirea de părți artificiale pentru îmbunătățirea funcției vitale și a modului de viață a persoanelor cu deficiențe motorii. Se stie că pierderea unui segment unilateral sau bilateral, precum si diferite leziuni ce afectează o funcție fiziologică sau creează o atitudine vicioasă a aparatului locomotor, dau naștere unui traumatism psihic cu reacții profunde asupra individului .[7]

Proteza totală de șold este alcătuită din trei elemente, acest lucru poate fi observat în figura 4.1:

un element articular (capul protezei), acesta determină centrul de rotație, axele și controlează mișcarea articulară. Are rol important în transmiterea forțelor, lubrifierea și uzarea protezei;

un element structural (partea centrală a protezei) care poziționează elementul articular față de osul de care se ancorează. Acest element se substituie anatomiei intra-articulare;

un element de fixare (tija intramedulară) prin care se atașează la structura osoasă. Acest element se substituie anatomiei intramedulare a canalului femural.[3]

Fig.3.2. Componentele protezei de șold [49]

Artroplastia de șold a ajuns sa aibă un succes mare și în rândul tinerilor, deși este cunoscut faptul că proteza se uzează mai repede deoarece aceștia duc o viață mai activă.

O endoproteză ca sa fie bună trebuie să respecte urmatoarele caracteristici:

să aibă frecare mica între suprafețele articulare;

rezistența mare la uzura;

fixarea trbuie să fie solidă intre endoproteză si os;

compatibilitate bună cu organismul gazdă;

rezistența la coroziune si degradare in corpul uman;

rezistența bună la solicitările articulare, fără apariția unor fracturi la nivelul componentelor.[3]

4.2. Înlocuirea totală a articulațiilor

Înlocuirea totală a articulațiilor (TJR- Total Joint Replacement), sau artroplastia articulară, este o intervenție chirurgicală, în care articulația este îndepărtată și înlocuită cu o articulație artificială.[4]

Tipurile cele mai populare sunt: înlocuirea totală a șoldului (THR) (Fig.3.3.a și b) și înlocuirea totală a genunchiului (TKR) (Fig.3.3,d). Înlocuirea totală a articulațiilor se executa în mod normal, numai la pacienți care au peste 60 de ani. În prezent, cei mai mulți pacienți care necesită TJR, sunt tineri.[4]

b. c. d. e. f.

Fig.3.3. Implanturi TJR tipice: THR pentru înlocuirea totală a șoldului (a, b); înlocuirea umărului (c); TKR pentru înlocuirea totală agenunchiului (d); înlocuirea cotului (e); înlocuirea gleznei (f) [4]

Înlocuirea totală a articulațiilor este sub influența unor forțe oscilatorii care se repetă ciclic, acestea fiind cauzate de gravitație și de acțiunea musculară, caracteristicile mecanice, cum ar fi modulul de elasticitate și ductilitatea sunt factori relevanți. In fig.4.4. este prezentată schimbarea forței în cursul unui ciclu de mers pe jos. O sarcină de vârf, de aproximativ 4 ori mai mare decat greutatea corporală, a fost obținută atunci când călcâiului a luat contact cu solul.[4]

În articulația șoldului uman, în timpul unui ciclu normal de mers pe jos, sunt clasificate două faze:

Faza de sprijin – în articulația șoldului se realizează o sarcină foarte ridicată și mișcarea relativă în articulație (între capul femural și acetabulum), este foarte mică.

Faza de balans – chiar dacă sarcina în articulație este mai mică, decât în faza de sprijin, mișcarea în articulație este mai mare. Unii cercetatori cred că degradarea materialului progresează rapid în această fază.[4]

Fig.3.4. Forța din articulația șoldului de-a lungul unui ciclu de mers [4]

Combinațiile de materiale, gradul de finisare al suprafețelor, diametrul capului femural și a cupei acetabulare sunt înfățișări importante în diminuarea frecării, uzurii și coroziunii. Frecare redusă, uzura scăzută și biocompatibilitate bune sunt caracteristicile de dorit pentru protezele TJR.[4]

4.3.Clasificarea metodelor de protezare pentru articulația coxofemurală

A.PROTEZE TOTALE

Philip Wiles a implantat în anul 1938 prima proteză totală de șold, ce era alcătuită din: cupa de oțel fixată cu un pivot peste capul femural și o semisferă de oțel fixată cu șuruburi în acetabul.[1]

Endoproteza totală de șold este un ansamblu mecanic, având ca și scop preluarea funcției biomecanice a articulației naturale a șoldului.

Endoproteze totale pot să înlocuiască:

Cavitate acetabulară, capul femural și colul – se folosesc în cazurile de fracturi și revizie;

Suprafața articulației – se folosește în cazul afecțiunilor de la nivelul cartilajului.[10]

Endoproteza totală de șold este alcătuite din 3 subansambluri:

componenta femurală;

componeneta acetabulară;

componenta intermediară.[10]

Componentă femurală (tijă) este alcătuită dintr-un cap (bilă), un col, o coadă, în unele cazuri poate avea și un guler. Capul poate fi din metal, plastic sau ceramic și este fixat rigid pe coadă sau interschimbabil. Dacă capul este făcut din metal acesta poate să formeze corp comun cu colul. Coada este în general metalică, dar poate fi realizată și din alte tipuri de material. Aceasta are o suprafață poroasă sau neregulată. Trebuie să aibă o rezistență mare pentru a nu ceda la o singură încărcare maximală (de până la 5 ori greutatea corporală adică 3-3,5 kN), trebuie să reziste și la deformarea plastică și să nu apară fracturi de oboseală la o încărcare dinamică de 1-2.000.000 cicluri pe an.[3]

Componeneta acetabulară este o cupă (semisferă) care este realizată de obicei din metal, având pereți de diferite grosimi. Diametrul cupei acetabulare diferă pentru a se putea adapta condițiilor anatomice. [3]

Există și endoproteze care au o componentă intermediară, care este montată între cupa acetabulară și bilă. Această componentă este realizată din materiale polimerice.[3]

Fig.3.5. Vederea schematică a protezei de șold [4]

B.PROTEZE CIMENTATE

Acestea se caracterizează prin faptul că fixarea lor osoasă se face prin intermediul cimentului osos acrilic, fiind de tipul metal-polietilenă. Protezele totale de șold cimentate sunt indicate persoanelor de peste 65 de ani.

Aceste proteze au două avantaje mari: dacă montarea este realizată corect pot să reziste între 10 și 25 de ani iar pacientul poate să își reia mersul după câteva zile de la operație.[4]

Riscul acestor endoproteze este acela că introducerea cimentului în canalul medular al femurului, sub presiune, mai ales în condițiile folosirii tratamentului anti-coagulant preventiv, prezintă riscurile emboliei cu celule grăsoase provenite din canalul medular, care poate provoca moartea brusca a pacientului. Acest lucru este totuși întalnit rar, mai frecvent este o reactivitate particulară față de ciment (PMMA- polimetacrilatul de metil) la unii pacienți.[4]

a. b.

Figura 3.6. Proteză totală de șold cementată; radiografie (a.); vedere schematică (b.)[4]

C.PROTEZE NECIMENTATE

Tipul acesta de proteze se implantează la nivel osos, fară ciment, putând fi parțiale sau totale.

Aceste proteze sunt proporționale cu greutatea pacientului și sunt mai mari și mai lungi în comparație cu protezele ce folosesc cimentarea. Acest lucru se datorează suprafețelor de adeziune dinte țesutul osos și implant, care cu cât sunt mai mari cu atât durata de viață a implantului este mai mare. Din această categoria fac parte protezele: P.A. Ring, R. Judet, Hughet, G. Lord, Colentina -I.U.C-Făgăraș.[4]

Fig.3.7. Componentele protezei necimentate de șold[24]

Tipuri de proteze necimentate:

Proteze necimentate cu frecare metal pe metal:

-bila și cavitatea care se instalează în șold sunt din metal;

-aceste proteze s-au dovedit a avea rezultate dezastruase în timp;

-frecarea între cele două metale provoacă resturi metalice;

-acest tip de proteză nu mai este folosită la momentul actual.

Proteze necimentate cu frecare metal pe polietilenă:

-bila care se pozițioanează în capul femural este din metal, iar cavitatea din șold este acoperită cu polietilenă;

-frecarea dintre metal și polietilenă produce o cantitate mică de particule din plastic;

-acest tip de proteze sunt mai des folosite.

Proteze necimentate cu frecare metal pe polietilenă cross–linked:

-proteze de foarte bună calitate;

-cupa se poziționează în osul șoldului care este acoperită cu un plastic special (polietilenă cross-linked;

– rezistență la frecare mai buna decât protezele ce au în componență polietilenă normală.

Proteze necimentate cu frecare ceramică pe ceramică:

-cele mai bune din lume la ora actuală;

-capul femurului și cupa care se instalează în osul șoldului sunt ceramice;

-această proteză este cea mai rezistentă în timp dar și cea mai scumpă.[24]

Fig.3.8. Tipurile de proteze necimentate de șold[24]

D.PROTEZE HIBRID

Această protezare are loc prin combinarea metodei de protezare prin cementare cu metodă de protezare fără cementare, acest lucru se poate observa în fig.3.9. Cupa acetabulară este fixată în general fără ciment, iar tijă este fixată cu ciment.

Protezele necimentate au un preț mai mare dar prezintă o serie de avantaje: sunt mai fiabile, se fixează mai solid în peretele osos, nu dezvoltă boli generate de ciment.[4]

Protezele de șold necimentate prezintă un risc mic de desfacere de pe os și mobilizare prin reacțiunea osului la contactul direct cu metalul protezei. În primele luni postoperator s-au evidențiat cazuri de osteoliză endostală care până la remitere spontană au periclitat soliditatea fixării. Durabilitatea unui implant depinde de componentele utilizate, de tehnică și calitatea fixării implantului, nivelul de activitate al pacientului, precum și de biocompatibilitate organismului uman cu materialele introduse.[4][3]

Articulația artificială a șoldului metal-pe-metal (MoM) a fost utilizată pentru prima dată în America în anii `60. Datorită tehnologiei nu prea avansate, componentele protezei și fixarea acesteia erau primitive în comparație cu cele folosite la ora actuală. Astăzi, componentele unei articulații artificiale au o rugozitate mică, acest lucru cauzând o uzură mai mică. Uzura volumetrică a componentelor metalice în comparație cu cele realizate din polietilenă, este de la 20-100 de ori mai mică, depinzând de mărimea suprafeței de contact. Datorită unei uzuri volumetrice mai mici, reacția biologică ațțesutului uman este mai puțin inflamatorie.[4]

b.

Fig.3.9. Protezare hibridă: (a.) radiografie; (b.) vedere schematică[4]

Protezele totale de șold ceramică-pe-ceramică (CoC), au început să fie utilizate în Europa încă din anii `70. La început au fost probleme ce se datorau existenței particulelor mari din structura materialului, ceea ce ducea la fisurare. Fabricarea ceramicii este acum mult mai avansată, iar riscul de apariție a fisurilor este mult mai mic. Aceste materiale au o uzură foarte mică, asemănătoare cu cea produsă de metale. Datorită structurii nu prea performante a ceramicelor, componenta acetabulară trebuie realizată cu o grosime mai mare, astfel scade riscurile de apariție a fisurilor.[4]

E. HEMIARTROPLASTII CEVICO-CEFALICE BIPOLARE

Hemiartroplastiile cervico-cefalice monopolare (parțiale), se realizează cu endoproteze Austin-Moore (fig.3.10.b), Thompson, Zimmer, etc.

b.

Fig.3.10. Proteză tip Moore-ЦИТО (a) și proteză tip Austin-Moore (b).[4]

Avantajele endoproteza Moore-ЦИТО (fig.4.10.a) sunt:

coada lungă ce permite o poziționare corectă centro-medulară și stabilitate, ultima fiind fermă folosind cimentul de os;

gulerul acestei proteze se acomodează bine către baza colului femural rezecat;

capul și colul endoprotezei corespund anatomiei acestei regiuni.[30]

Hemiartroplastia Moore cimentată sau necimentată se va alege cu precădere la pacienți vârstnici, ce au peste 70 ani, sedentari, cu un status biologic alterat, și după fractura medi-ocervicală Garden III –IV.[4]

Pentru alegerea protezelor de șold trebuie să se țțină cont atat de pacient cat și de proteza. În evaluarea pacientului se va lua în considerare vârsta, greutatea, starea de sănătate, activitatea pacientului și durata previzibilă a vieții.

În funcție de aceste avantaje și dezavantaje pentru diferite tipuri de artroplastii se va opta pentru o proteză totală necimentată în cazul unui pacient sub 60 de ani și pentru o proteză cimentată în cazul pacienților peste 60 ani.[4]

În fig.3.11. este prezentată evoluția operațiilor primare de șold între anii 2001-2018 dupa tipul protezei, pe primul loc fiind protezele totale, în jur de 7000 anual.

Fig.3.11. Evoluție operații primare șold după tipul de proteză[33]

3.4. Artroplastia totală de șold

Artroplastia totală cu proteză de șold (THA) este considerată astăzi cel mai utilizat procedeu de reconstrucție a șoldului adult, constituind o intervenție chirurgicală fiabilă și eficace pentru numeroase serii de afecțiuni degenerative, inflamatorii sau congenitale ale articulației coxofemurale.[1]

Protezarea totală a șoldului este recomandată în cazul pseudo-artrozei de col femural cu necroza capului, la pacienții peste 60 de ani. La acești pacienți intervenția are indicații relative în coxartroză, nevroză aseptică, eșecurile osteosintezei septice de col, sechele după fracturile de cotil, sechele după artritele septice și TBC. La persoanele peste 65 de ani, tehnică își poate găși indicația și în fracturile recente ale colului femural. În cazuri cu totul deosebite, cum ar fi sinovite, artrite reumatice, luxație congenitală vizibilă, distrofii sau tumori ale capului femural, intervenția poate fi făcută și persoanelor sub 50 de ani.[4]

În figura 3.10. este prezentată piața implanturilor de către Registrul Național Suedez al Pacienților cu Artroplastii de Șold în anul 2004.[4]

Fig.3.12. Piața implanturilor în lume[4]

Implanturile articulare în Marea Britanie s-au efectuat la persoane cu vârsta cuprinsă între 45-70 de ani. Mai mulți pacienți tineri au suferit artroplastii de șold și genunchi datorită artritei și accidentelor. Noua generație de articulații artificiale Metal-pe-metal (MoM), este considerată ca o alternativă la implanturile frecvent utilizate Metal-pe-Polietilenă (MoP). In urma unui sondaj efectuat de NJR (National Joints Registry din Marea Britanie), s-a demonstrat că cel mai popular material pentru capul femural este metalul, care a fost implantat în 76,3% de artroplastii primare de șold. Chiar dacă este de așteptat ca implantul să aibă o durată de viață de 10-20 de ani sau chiar mai mult, 10% din implanturi au nevoie de o revizie după 5 ani, datorită unor motive diverse[11]. Cu toate acestea, uzura este unul din cele mai importante motive atribuite eșecului sau reviziei implanturilor. [4]

Modele de proteze de șold

Prima proteză totală de șold a fost proiectată de Ph. Wiles, încă din anul 1938 si era alcătuită din două componente, una femurală și una acetabulară, care se articulau congruent.[1]

Un exemplu de proteză totală de șold, de producție românească este prezentată în fig.4.13, care este formată din două piese, una femurală și una acetabulară.

Piesa femurală (1) este alcătuită dintr-o extremitate sferică atașată prin intermediul unui gât de o coadă, care are o lungime specifică. Coada (g) are profil dreptunghiular în formă de pană, cu lăcașuri de ușurare și un orificiu de extracție (e). Gâtul (d), unește coada cu capul femural, având o formă cilindrică și o bază de așezare pe extremitatea secționată a colului femural. Pe partea adiacentă a cozii se găsesc trei trepte pe care se face așezarea pe masivul micului trohanter. Unghiul de înclinare dintre coada protezei și gâtul cu capul sferic este de 143ș. [4]

Fig.3.13. Desenul tehnic al unei proteze totale de șold de producție românească[4]

Piesa acetabulară (2) este formată dintr-o calotă sferică (b) al cărui interior se articulează cu capul părții femurale și are forma unei scobituri emisferice. Ea prezintă pe diametrul periferic 4 canale echidistante (c) și se prelungește pe axă cu o tijă filetată, perforată în tot lungul ei de un orificiu (a) în care se poate introduce o tijă de ghidare.[4]

Pentru proteza de producție românească (Colentina-I.U.C-Făgăraș), ambele piese au fost realizate din oțel inoxidabil V4AExtra, care este un material foarte des folosit în cadrul chirurgiei, aceasta se mai poate realiza din aliaje metalice cobalt-crom, dar și din ceramică.[4]

În momentul de față sunt multe tipuri de componente totale femurale și acetabulare realizate din materiale variate, aparatului locomotor, fiind cunoscut pentru neutralitatea lui bioelectrică. În cazul extremității sferice design-uri diferite.[7]

1.Componentele femurale

Funcția principală a componentelor femurale este de a înlocui capul și colul femural după rejecția segmentului artritic sau necrotic. În circumstanțe ideale, capul femural protetic este localizat astfel încât să reproducă centrul normal de rotație al șoldului.

Există o tendință preferențială în utilizarea aliajelor pe baza de Ti pentru design-urile necimentate și în folosirea celor pe baza de Co pentru design-urile cimentate.

Componentele femurale sunt de trei tipuri:

– cimentate

– necimentate cu suprafață poroasă

– varietăți press-fit fără ciment.[3]

Componentele femurale cimentate

Pentru fixarea componentelor femurale este nevoie de cimentul acrilic (PMMA). Tijele trebuie să aibă mărimi variate pentru a le permite să ocupe circa 80% din secțiunea transversală a canalului medular cu o manta de ciment optimă de aproximativ 4 cm proximal care trebuie aplicată cât mai uniform. Lungimea optimă a tijei depinde de forma și mărimea canalului femural. Tija originală a lui Sir J.Charnley era de 130 mm lungime, aceasta este suficient de lungă pentru a obține o fixare sigură în metafiza și diafiza proximală a femurului, dar are riscul de plasare a tijei în poziție var. Lungimea tijelor folosite in prezent variază între 130 și 170 mm. Sunt fabricate și tije mai lungi pentru cazurile în care corticala a fost perforată, fracturată sau slăbită prin alte dispozitive interne de fixare.[4]

Tije necimentate cu suprafețe poroase

Aceste tije au ca și mecanism creșterea osoasă în interiorul suprafețelor metalice poroase. Avantajul cel mai mare al fixării biologice prin creștere osoasă intra-poroasă este scăderea incidenței de mobilizare aseptică târzie la care se adaugă o micșorare a tendinței de destrucție osoasă când implantul este instabil în comparație cu un implant cimentat instabil. Componentele femurale necimentate sunt folosite în primul rând pentru pacienții tineri activi. Căptușirea poroasă masivă a tijei a cauzat remodelare osoasă femurală reactivă, acest fenomen este legat de rigiditatea tijei. [4]

Componente femurale necimentate non-poroase

Deoarece s-a observat că doar 10% din suprafața poroasă este ocupată de os s-a ajuns la întrebarea dacă creșterea osoasă intra-poroasă este de fapt necesară pentru fixarea implantului. Având în vedere și pierderea durității implanturilor poroase, eliberarea de ioni și remodelarea femurală, au fost realizate câteva componente femurale necimentate fără căptușire poroasă. Dispozitivele acestea prezintă șanțuri și alte modificări de suprafață, astfel putand sa interacționeze cu osul, dar nu mai au o altă capacitate de fixare biologică. Tehnica chirurgicală generală press-fit ca și cerințele de stabilitate imediată sunt identice cu cele ale implanturilor poroase. Se pot folosi ceramici bioactive ca hidroxiapatita, aplicate pe metal într-un strat subțire. Acest tratament poate îmbunătăți integrarea osoasă a unui implant press-fit.[4]

2. Componentele acetabulare

Încă din anii `60, fixarea la nivel acetabular s-a făcut prin cimentare cu PMMA. În decursul ultimei decade, design-urile necimentate, cu suprafețe structurate, microgeometrice sau poroase, în multe cazuri acoperite cu Ca-HAP, au cunoscut o dezvoltare rapidă.[3]

Design-uri acetabulare folosesc căptușirea metalică drept o metodă de fixare osoasă cu și fără ciment. Majoritatea sistemelor prezintă o anvelopă de metal cu un diametru extern de 40-75 mm care este cuplată cu un manșon de polietilenă, rezultând în acest fel o varietate de mărimi ale capului femural (22, 26, 28, 32 mm) ce pot fi acomodate conform preferințelor chirurgului. Acetabulum normal este înclinat de la planul transversal la un unghi de circa 55°, fiind puțin mai drept decât poziția optimă pentru cupa protetică, care ar trebui să fie înclinată la 45° sau mai puțin pentru a obține o stabilitate maximă a articulației. Aceasta se obține prin introducerea manșoanelor de polietilenă care sunt desprinse de pe planul învelișului metalic și plasate într-o poziție superioară sau posterioară. Componentele acetabulare pot fi: cimentate, necimentate și variante bipolare. [4]

Componentele acetabulare cimentate

Cele mai recente modele de componente acetabulare cimentate au modificări ce asigură o manta de ciment mai uniformă prin introducerea depărtătoarelor PMMA care sunt încorporate în cimentul polimerizat. O textură metalică de înveliș îmbunătățește aderența la interfața proteză-ciment. O flanșă la marginea componentei ajută la presurizarea cimentului pe măsură ce cupa este împinsă în poziție. În ciuda îmbunătățirilor aduse, supraviețuirea pe termen lung a componentelor acetabulare cimentate nu a crescut și de aceea s-a format o tendință spre fixarea necimentată.[4]

Componente acetabulare necimentate

Majoritatea componentelor sunt căptușite poros pe întreaga lor circumferință. Învelișul poros este fixat uzual cu șuruburi trans-acetabulare. Contactul limitat între învelișul de metal și osul subcondral împiedică creșterea extensivă a osului. S-a demonstrat creșterea osoasă, mai ales în vecinătatea dispozitivelor de fixare cum sunt cuiele sau șuruburile.[4]

Componente acetabulare bipolare

Este compusă dintr-o cupă acetabulară metalică și un manșon de polietilenă. Această cupă poate fi folosită împreună cu o varietate de proteze femurale cu tije femurale necimentate sau cimentate, dacă diametrul capului femural și al cupei sunt aceleași. Inventatorii endoprotezei bipolare au sperat că prin dubla articulare a piesei femurale să se reducă indicele de frecare cap-cotil, ajungand sa creasca rata de supraviețuire a ansamblului os-proteză. În cazul uzurii cotilului proteza bipolară poate fi transformată în proteză totală fără a înlocui piesa femurală, cu prețul unei intervenții de mai mică  amploare.[4]

3.5.Materialelor utilizate la realizarea endoprotezelor de șold

3.5.1. Noțiuni generale

Materialele folosite la realizarea protezelor de șold trebuie să corespundă condițiilor de biocompatibilitate cerute de organismul uman, să fie rezistente din punct de vedere mecanic, să aibă o foarte bună rezistență la coroziune, să fie rezistente la uzare și să nu genereze debite de uzură. La ora actuală, cele mai utilizate materiale sunt polietilena cu foarte mare greutate moleculară – pentru cupa acetabulară și aliaje pe bază de titan (Ti-6Al-4V) sau Co-Cr pentru părțile metalice ale protezei.[1]

Materialele biocompatibile sunt utilizate pentru realizarea implanturilor și au rolul de a înlocui, susține, fixa sau îmbunătăți eficienta unor părți din organismul gazdă sau pentru a realiza niste dispozitive care prin contact cu organismul viu să nu aibă efecte secundare negative.[12]

Pentru alegerea materialului trebuie să se țină cont de mai mulți factori: funcționalitatea implantului, tipul de interacțiune cu organismul gazdă și durata de implantare. Cel mai important criteriu pentru alegerea biomaterialului este compatibilitatea proprietăților mecanice. În general, dintr-o gamă largă de biomateriale se vor alege acele materiale care au proprietăți mecanice cât mai apropiate de cele ale țțesutului cu care urmează să interacționeze.[4]

Fig.3.14. Aplicații ale biomaterialelor în medicină[34]

Biomaterialelor folosite pentru realizarea implanturilor și a dispozitivelor medicale sunt următoarele materiale: metalele, polimerii, ceramicele și compozitele. O varietate mare de polimeri se folosesc în aplicațiile medicale, acest lucru se datorează faptului că aceștia se găsesc sub diferite forme complexe și compoziții (solide, fibre, fabricate, filme și geluri). În cazul implanturilor folosite la protezarea articulațiilor aceste materiale se folosesc mai puțin datorită faptului că nu îndeplinesc în totalitatea proprietățile mecanice ce se necesită în astfel de cazuri.[12]

În ortopedie metalele sunt cele mai folosite biomateriale. Acestea sunt cunoscute pentru rezistența mare la uzură, ductibilitate și duritate ridicată. Cele mai folosite metale pentru realizarea implanturilor sunt oțelurile inoxidabile, aliajele de cobalt-crom-molibden, titanul și aliajele de titan. Titanul și aliajele acestuia sunt folosite cel mai des la realizarea implanturilor ortopedice datorită faptului că proprietățile mecanice ale acestuia sunt asemănătoare cu cele ale țesutului osos.[12]

Principalele dezavantaje al acestor metale sunt rigiditatea ridicată pe care o au în comparație cuțțesuturile gazdă, dar și tendința acestora de a crea artefacte în cazul procedeelor de diagnosticare avansate ( CT, RMN). [12]

De asemene, oțelurile inoxidabile și aliajele de cobalt cu crom sunt predispuse la coroziune, eliberând în organismul uman ioni metalici ce pot produce diferite reacții alergice.[12]

Ceramicele sunt și ele foarte des folosite în aplicațiile medicale datorită biocompatibilități bune cu țesutul gazdă, avand o rezistență ridicată la compresiune și coroziune.

3.5.2. Clasificarea biomaterialelor

Wiliams (1987) susținea că un biomaterial este o substanță, alta decât medicamentele, sau o combinație de substanțe sintetice sau naturale, utilizate pentru diferite perioade de timp, în vederea tratării sau înlocuirii unui țesut, organ sau funcții umane.[27]

Biomaterialele reprezintă suportul fizic, fie el de natura organică sau sintetică, pentru ghidarea refacerii țesutului de către celulele specifice, cărora le oferă amplasarea, integrabilitatea în țesutul gazdă dar si posibilitatea diferențierii către linia celulară dorită.[12]

Biocompatibilitatea se referă la felul în care materialul interacționează cu organismul. Unele materiale pot produce iritații, infecții sau chiar și reacții alergice. Există persoane care sunt predispuse la reacții alergice chiar și la materialele biocompatibile.

Clasificarea biomaterialelor dupa interacțiunea cu organismul uman:

materiale bioinerte – nu provoacă nici o reacție din partea organismului (oțel inoxidabil austenitic, titan, alumina);

materiale bioactive – interacționează cu țesuturile înconjurătoare și formează legături (hidroxiapatita care conține SiO2, NaO2, P2O5, CaO);

materiale biodegradabile – se degradează sub acțiunea unui agent biologic cum ar fi enzimele (acizi polilactici);

materiale bioerodabile – se erodează prin procese fizice și chimice (poliortoester);

materiale bioresorbabile/ bioabsorbabile – resturile de material sunt îndepărtate de activitatea celulară, prin fagocitoză (acid poliglicolic).[20]

Clasificarea biomaterialelor în funcție de natura lor:

biomateriale naturale:

-organice,

-anorganice;

biomateriale sintetice:

-metale,

-polimerii,

-ceramice,

-compozite.

3.5.3.Biomateriale metalice

Proprietățile materialelor sunt date de structura și compoziția lor. La nivel atomic, metalele sunt formate din ioni pozitivi, care se află în interiorul norului de electroni liberi. Acest nivel atomic este responsabil pentru proprietățile și caracteristicile diferite ale metalelor. Legăturile metalice permit atomilor să se aranjeze într-o anumită ordine, să se repete și să se organizeze într-un model cristalin tridimensional. Responsabilitatea pentru proprietățile electrice și de conductibilitate termică a metalelor le este acordată electronilor liberi. Deoarece legăturilor interatomice din structura metalelor nu sunt spațial orientate, atomii aflați la capătul straturilor pot aluneca de pe un strat pe altul dând astfel naștere deformației plastice.[12]

Proprietățile chimice ale metalelor depind si ele tot de natura legăturilor atomice. Cu cât legăturile dintre atomi sunt mai puternice, cu atât materialul este mai inactiv. Deoarece interacțiunea dintre țesutul uman și biomaterial are loc la nivelul interfeței dintre cele două componente, proprietățile suprafeței materialului implantat sunt foarte importante.

Metalele care se gasesc în stare pură sunt mai rar utilizate, aliajele acestora fiind mai des folosite datorită faptului că îmbunătățesc rezistența la coroziune și duritatea.

Exista 3 grupe de materiale care predomina biomaterialele metalice: oțelurile inoxidabile 316 L, aliajele de cobalt-crom-molibden și titanul pur sau aliaje de titan, acest lucru fiind prezentat în tabelul de mai jos.[12]

Tabelul.1. Compoziția % a biomaterialelor metalice folosite în implanturile medicale [12]

a. Cel mai utilizat oțel pentru realizarea implanturilor este oțelul austenitic 316L ( L-low), având un conținut scăzut de carbon. Elementele de aliere crom și nichel au rolul de a influența atât microstructura cât și proprietățile suprafeței. Principalul rol al cromului este realizarea unui oțel rezistent la coroziune prin formarea stratului de trioxid de dicrom (Cr2O3). Are o rezistență ridicată la coroziune deoarece are un conținut extrem de scăzută de carbon(< 0,03 %).[12]

Tabel.2. Compozitia chimica a oțelul austenitic 316L[1]

b.Aliajele pe bază de cobalt-crom-molibden conțin o cantitate de 58-69% cobalt , 26-30% crom, molibden 5-7%, precum și alte elemente componente: carbonul, fierul, magneziu, azotul, nichelul și siliciul. Pe lângă aceste componente se folosește si molibdenul pentru obținerea unei structuri fine, care rezultă în urma proceselor de turnare și forjare. Cromul este folosit în acest aliaj ca un strat protector împotriva procesului de coroziune. Aliajele de cobalt sunt rezistente la oboseală, nu sunt casante având o alungire la rupere de aproximativ 8%. [12]

Proprietățile mecanice sunt foarte bune (rezistența la oboseală, rezistența de rupere la tracțiune), prin urmare aliajele pe bază de cobalt-crom-molibden se folosesc de regulă la conceperea implanturilor ortopedice ce suportă solicitări foarte mari cum ar fi endoprotezele de șold și genunchi. De asemenea nici proprietățile abrazive (0,14 mm/an) precum și rezistența la coroziune foarte mare, ale acestor aliaje nu sunt de ignorat.[12]

c.Titanul a fost prima oară utilizat în implanturile medicale în anul 1930. Deoarece are o greutate mică de 4,5 g/cm³ si proprietăți mecano-chimice foarte bune, acesta este foarte utilizat în implanturile ortopedice. De asemenea titanul are o rezistență foarte mare la coroziune, datorită formării unui strat de oxid de titan (TiO2) pe suprafața acestuia

Dezavantajele titanului sunt acelea că au o rezistență la forfecare mică, rezistență mică la uzură și dificultăți în procesul de fabricație.[12]

d.Aliajele pe bază de titan și nichel dacă sunt deformate sub temperatura de transformare polimorfă, acestea revin la forma inițială odată cu creștere de temperatură. Unul dintre cele mai cunoscute aliaje pe bază de titan și nichel este aliajul Nitinol-55, care are în compoziția sa următoarele elemente: Ni și Ti în proporție de 50-55 %, precum și Co, Cr, Mn, și Fe. Acest aliaj prezintă o serie de proprietăți de calitate cum ar fi o bună ductibilitate la temperatură joasă, o bună biocompatibilitate, rezistență la coroziune, rezistență la încărcare mecanică precum și proprietatea de conversie a energiei calorice în energie mecanică. Se folosește în stomatologie (implanturile dentare), chirurgia reconstructivă (plăci craniene), chirurgia cardiacă (inimă artificială) și ortopedie (scoabe și șuruburi de fixare a fracturilor).[12]

e. Aliajul Ti-6Al-4V are rezistență mare la tensiune și la oboseală. Ti-6Al-4V este un amestec de titan cu microstructură care este procesată termomecanic pentru a crea cantitatea dorită a două faze cu particule fine pentru proprietăți mecanice optime. Dintre aliajele titanului, aliajul de tip Ti-6Al-4V este cel mai des folosit în fabricarea implanturilor și reprezintă astfel, un aliaj de referință. Acesta s-a dovedit a fi rezistent la coroziune, având și cu o biocompatibilitate deosebită dintre materialele metalice folosite la implanturile medicale. [12]

Tabelul.3. Proprietățile mecanice ale celor mai folosite biomateriale metalice[12]

3.5.4. Biomateriale polimerice

Polimerii sunt materialele cele mai folosite în cadrul aplicațiilor medicale, acest lucru se poate observa in tabelul.4.

Tabelul.4. Exemple de aplicații medicale ale polimerilor[12]

Aceste materiale pot fi folosite în crearea de dispozitive cardiovasculare (grefe vasculare, valve artificiale ale inimii), lentile de contact, lentile intraoculare, învelișuri pentru medicamente, implanturi mamare, ațe chirurgicale, adezivi și substituenți pentru sânge.

Polimerii sunt materiale organice, fiind alcătuiți dintr-un număr mare de macromolecule, care formează legături covalente între atomi. Datorită naturii covalente a legăturilor intermoleculare, electronii sunt localizați între atomii constituenți, și polimerii consecvenți tind să aibă proprietăți termice și electrice scăzute.

Cei mai utitlizati polimeri sunt poliglicoidele (PGA) și polilactidele (PLA). Polilactidele sunt formate fie din monomeri stereo, monomerii de tip "D" și monomerii de tip "L", fie din combinația acestor doi (DL). Doar polimerii de tip "L" sunt de origine naturală. Polilactidele a căror monomeri predominanți sunt acei de tip "L" sunt polimeri semicristalini, iar degradarea lor dureaza mai mult de 2 ani. În celălalt caz, când monomerii predominanți sunt de tip "D", polimerii se găsesc în stare amorfă și sunt folosiți în cazul încapsulării medicamentelor datorită timpului rapid de degradare.[12]

Tabelul.5. Proprietățile fizice ale poliglicoidelor și polilactidelor[12]

Comportamentul mecanic și termic al polimerilor este influențat de câțiva factori:

compoziția chimică;

structura lanțurilor polimerice;

masa atomică a moleculelor.

Deformația plastică își face apariția atunci când forțele de acțiune mecanice cauzează alunecarea straturilor componente. Schimbările în structura polimerului, fac ca rezistența mecanică a materialului să crească, dar scade plasticitatea materialului, acest lucru putand fi observat în tabelul.6. Creșterea numărul de macromolecule componente, determină o mobilitate scăzută între straturi.[12]

Tabelul.6. Cele mai importante proprietăți mecanice ale biomaterialelor polimerice

Mecanismul de degradare al polimerilor cu o structură semicristalină se împarte în trei mari etape:

În prima etapă: părțile amorfe sunt dizolvate de apă;

În cea de-a doua etapa: au loc atacuri ale enzimelor asupra polimerului;

În cea de-a treia etapa: constă în eroziunea materialului.

Fenomenul de degradare apare datorita factorilor:

factorul hidrofilic,

factorul de cristalinitate,

factorul de mărime.[12]

Polimerii nu sunt folosiți în medicină la solicitări mecanice puternice (articulația artificială a șoldului, a genunchiului, a gleznei). Polietilena cu o densitate mare moleculară (UHMWPE) este o excepție, aceasta fiind folosită ca material de fricțiune în cazul protezei de șold șoldului și de genunchi .

UHMWPE este un polimer format din etilenă C2H4, gaz cu masa moleculară 28. Formula generală a polietilenei este – (C2H4)n- unde n este gradul de polimerizare.

UHMWPE a fost materialul ales pentru fabricarea cupelor acetabulare. În cea mai mare parte, aceste componente s-au comportat admirabil în vivo. Problema majoră este uzarea și efectul particulelor de uzură asupra longevității în vivo a protezelor. De exemplu, la implanturile de șold, particulele generate de uzarea cupei acetabulare din UHMWPE declanșează osteoclastiile și resorbția osoasă imediată ațțesutului periprotetic, culminând cu pierderea fixării și, în cele din urmă, cu revizuirea protezei. Din această cauză specialiștii au lucrat să îmbunătățească acest material, realizând polietilenă cu un grad ridicat de încrucișare moleculară ( highly cross-linked UHMWPE). Radiația aplicată pentru trasformarea UHMWPE în highly cross-linked UHMWPE reduce uzura cu 95% dar grăbește procesul de îmbătrânire. [10]

În comparație cu metalele și ceramicele, polimerii au o rezistență mecanică mai mică și un modul de elasticitate mai mic, aceștia putând fi deformați până la o valoare mai mare înainte de rupere.

3.5.5. Biomateriale ceramice

Aceste biomateriale sunt folosite cel mai des în stomatologie dar și în aplicațiile de inginerie ațțesutului osos. Pentru aplicații dentare și proteze de șold se folosesc frecvent alumina și apatita.

Ceramicele sunt materiale în alcătuirea cărora intră materialele metalice și nemetalice, care sunt legate între ele prin legături ionice sau covalente. Legăturile interatomice din materialele ceramice sau format în urma cristalizării tridimensionale a structurii. [12]

Fig.4.15. Implant de șold ceramică-ceramică[20]

Ceramicele sunt izolatoare din punct de vedere electric și termic. Legăturile ionice sau covalente fac din ceramică un material cu o duritate mare și fragilitate sporiă.[12]

Materialele folosite la realizarea endoprotezelor de sold sunt alcătuite din cristale pure de aluminiu sau zirconia cu mare durabilitate si rigiditate, putand sa reziste la coroziune si uzură.[10]

Clasificarea biomaterialelor ceramice:

ceramice bioinerte sau neabsorbabile;

ceramice absorbabile;

ceramice bioactive.

Bioceramicele bioinerte nu sunt toxice, alergice, inflamatorii, cancerigene, și au o bună comportare la coroziune. Din această categorie fac parte: alumina, zirconia, silicon nitridă și carbonul. Acestea sunt folosite de obicei în cazul endoprotezelor de șold și a valvelor artificiale ale inimii.

Bioceramicele absorbabile se folosesc în implanturi degradabile, acestea fiind absorbite de corp. Din această categorie fac parte fosfații (calciu, tricalciu, aluminiu-calciu, zinc sulfat de calciu), oxizii (zinc-calciu-fosforos, feric-calciu-fosforos și coralii (carbonat de calciu).

Bioceramicele bioactive conțin: biosticla, hidroxiapatitele și ceravitatul (un amestec de oxid de silicon, calciu, sodiu, fosfor, magneziu si potasiu). Importanța acestor biomaterie este că acoperă protezelor metalice, în special cele de șold, pentru a permite țesutului uman să adere la suprafața protezei. Bioceramicele reactive se mai folosesc și la protezele dentare, tije și șuruburi de fixare a fracturilor.[12]

Materialele ceramice nu sunt predispuse la coroziune chimică, ca și în cazul materialelor metalice, dar sunt sensibile la alte forme de degradare, atunci când sunt expuse mediului fiziologic.

Endoprotezele de șold care au suprafețele ceramice în contact produc puține particule de uzură.[10]

Alumina (Al2O3) este folosită atât la realizarea componentelor protezelor articulare endoosoase, cât și a implantelor dentare, deoarece are o rezistență excelentă la coroziune, o bună biocompatibilitate și o rezistență mare la uzură. Ceramicele bioactive cât și materialele sticloase sunt degradabile în corpul uman. Chiar dacă aceste materiale au o degradare lentă, sau rapidă, ele pot fi reabsorbite de osteoclaste (celulele ce distrug în permanență țesutul osos), datorită asemănării particulelor de fosfat de calciu cu componentele minerale ale țesutului osos.[12]

Avantajul aluminei, este acela că are un coeficient de frecare scăzut și o rezistență mare la uzură. Datorită acestor proprietăți, alumina se folosește mai ales în cazul suprafețelor de alunecare, în cazul endoprotezei de șold.

Fig.3.16. Capete femurale din alumină utilizate în proteze totale de șold[51]

Alumina a fost sintetizată pornind de la AlCl3*6H2O din care s-a precipitat oxidul în prezență de hidroxid de amoniu la pH=10-12. Precipitatul obținut este uscat în etuvă la 1200⁰C timp de 5 ore, obținându-se o pulbere albă, pe care se efectuează analize termice.[12]

Alumina este utilizată în chirurgia ortopedicã deoarece:

– formarea de capsule fibroase foarte subțiri permite fixarea fără ciment a protezelor;

– coeficientului de frecare deosebit de scăzut și rezistența la uzură.

Capul femural și acetabula (partea fixă) a unei proteze totale de șold produse din alumină, trebuie să aibe un grad înalt de sfericitate dar și suprafețe perfect netede. Acestea se pot produce prin polizarea și lustruirea împreună a celor două părți, fixă și mobilă.[12]

Datorita faptului ca alumina are o duritate mica a aparut zirconia.

Zirconia (ZrO2) este un biomaterial ceramic pe bază de zirconiu întărit printr-un procedeu de fabricație termică și fizică. Rezistența sa a fost accentuată printr-o tehnică de aranjare regulată a cristalelor. Biocompatibilitatea și dotarea cu calități fizice excelente, face ca zirconiul sa fie folosit in aplicațiile biomedicale. Are un aspect strălucitor și o culoare apropiată de cea a fildeșului.[13]

Caracteristicile fizice ale aluminei și zirconiului arată că zirconiul are:

Rezistență la îndoire și la tracțiune superioară aluminei;

Densitate mai ridicată cu granulometrie mai mică;

Un modul Young mai redus (modul de elasticitate, relația între tensiunea aplicată și deformarea provocată).[13]

Tabelul.7. Proprietățile mecanice a celor mai folosite bioceramice[12]

Hidroxiapatita (Ca10(PO4)6(OH)2) este o ceramică pe bază de fosfat de calciu, folosită de în medicină și stomatologie. Hidroxiapatita este biocompatibilă, iar biodegradabilitatea este mică, uneori chiar absentă. Degradarea hidroxiapatitei poate fi controlată prin variația structurii chimice. Fosfatul tricalcic se degradează mult mai repede decât hidroxiapatita. Hidroxiapatita sub formă de straturi subțiri este cea mai utilizată deoarece se aplică cu ușurință pe materialele metalice sau polimerice și după implantare au rolul de a face legatura între implant și țesutul viu.[20]

10Ca(NO3)2· 4H2O+6(NH4)2HPO4+8NH4OH → Ca10(PO4)6(OH)2 + 20NH4NO3 + 6H2O [20]

Oxinium este un material care se obține prin depunerea unor pelicule subțiri de oxid de zirconiu pe suprafața bilei de zirconiu, prin procesul de oxidare.[10]

3.5.6. Biomateriale compozite

Materialele compozite sunt amestecuri de două sau mai multe componente, ale căror proprietăți se completează reciproc, rezultând un material cu proprietăți superioare celor specifice fiecărui component în parte.

Elementele componente ale unui material compozit sunt de obicei separate între ele prin interfețe ce pot fi identificate fizic. Materialele biocompozite sunt materiale anizotrope, adică proprietățile lor mecanice diferă.[12]

Clasificarea biocompozitelor după natura elementelor componente:

cu fibre scurte,

cu fibre lungi,

cu particule de material.

Fibrele utilizate ca materiale de armare pot fi: bumbac, mătase, lână, celuloză, carbon, polimeri sintetici, metale etc. Acestea trebuie să fie suficient de maleabile. De obicei, adăugarea de fibre într-o matrice polimerică sau metalică urmărește creșterea rigidității materialului compozit, iar în cazul unei matrici fragile se axează pe creșterea rezistentei.[12]

Pulberile metalice (argint, bronz, fier, zinc etc.) reprezintă una din grupele de umpluturi sub formă de particule dispersate, cu rol de creștere a conductibilității termice și electrice a materialelor polimerice, recunoscute ca având proprietăți izolatorii. Prin introducerea de astfel de pulberi metalice în masa poliolefinelor se pot obține materiale cu o bună prelucrabilitate, capabilă să asigure o ecranare eficientă împotriva radiațiilor electromagnetice și evitarea interferențelor. Aceste proprietăți sunt esențiale pentru protejarea dispozitivelor medicale și a aparaturii medicale în general, de funcționarea căreia depinde siguranța și calitatea vieții pacientului.[12]

Compozitele cu matrice absorbabilă au fost folosite în situații în care este de dorit absorbția matricei, cu scopul de a expune suprafețele unor țesuturi sau pentru eliminarea unor materiale de amestec ( antibioticele sau factorii de creștere).

Compozitele cu matrici neabsorbabile sunt folosite în general ca biomateriale pentru că au proprietăți mecanice specifice superioare biomaterialelor omogene.

Matricea are un rol dublu: să țină compacte fibrele sau particulele utilizate ca sistem de armare și să realizeze transferul tensiunilor rezultate în cazul solicitărilor externe, către fibrele de armare.

Clasificarea dupa modul de biodegradare:

absorbabile în întregime,

parțial absorbabile,

neabsorbabile.

Biocompozitele total absorbabile sunt realizate din fibre și o matrice generală, ambele fiind absorbabile. Materiale acestea se folosesc mai ales în cazul fixării fracturilor (șuruburi sau tije), fără a fi necesar ca după refacerea țesutului osos aceste dispozitive de fixare să fie extrase, ele fiind absorbite de organism.[12]

Biocompozitele parțial absorbabile sunt realizate din materiale de rigidizare neabsorbabile și materiale matrice absorbabile. Cele mai utilizate compozite parțial absorbabile în aplicațiile medicale sunt: polimetilmetacrilat (PMMA) și poli(butilen tereftalat) (PBT) ca matrice neabsorbabile în combinație cu hidroxiapatita (HA) sau acidul polilactic (PLA); polihidroxibutirat (PHB) ca matrice neabsorbabilă în combinație cu alumina sau carbonatul de calciu ca și componente biodegradabile. [12]

Biocompozitelor neabsorbabile au 2 componente, matricea și particulele care sunt neabsorbabile. Sunt folosite în general pentru a asigura proprietăți mecanice și clinice ce nu pot fi obținute cu biomaterialele tradiționale. Materialele compozite neabsorbabile sunt folosite în cazul endoprotezelor de șold și genunchi, în cazul implanturilor dentare, pentru realizarea dispozitivelor de fixare a vertebrelor spinale datorită proprietăților mecanice stabile pe cale le oferă implantului.[12]

ȚȚesutul osos, dentina, colagenul, cartilajul, pielea sunt considerate materiale compozite. De obicei țesuturile sunt împărțite în două grupe: țesuturi dure și țesuturi moi.

Țțesuturi dure: țesutul osos și țesutul dinților;

Țțesuturi moi: pielea, ligamentele, vasele de sânge, cartilajele.

ȚȚesuturi dure sunt în general mai rigide, având un modul de elasticitate ridicat și mai dure decât țesuturile moi, acest lucru se poate observa din tabelul.8. si tabelul.9.

Tabelul.8. Proprietățile mecanice ale țesuturilor dure (Black și Hastings, 1998)[12]

Tabelul.9. Proprietățile mecanice ale țesuturilor moi (Black și Hastings, 1998)[12]

În ortopedie, nepotrivirea de rigiditate dintre țesutul osos și implanturile metalice sau ceramice influențează distribuția tensiunilor de solicitare între cele două componente.[12]

Dacă echilibrul rigiditățîi este atins atât de implant dar și de țesutul osos, riscul de a aparea efecte negative este foarte mic. Folosirea unor polimeri cu un modul de elasticitate scăzut pare să fie cea mai bună soluție în acest caz. Rezistența mică în combinație cu un modul de elasticitate mic diminuează șansele de utilizare a materialului în scopuri medicale.

În schimb modulul de elasticitate ridicat și rezistența mecanică mare a materialelor polimerice compozite fac ca acestea sa fie cele mai folosite materiale în ortopedie.

Materialele compozite au biocompatibilitate structurală mai bună decât cea a materialelor monolitice.

Alte avantaje ale materialelor compozite: absența fenomenului de coroziune, lipsa eliberării ionilor metalici ce sunt dăunători organismului uman, rezistență mai mare la rupere și la oboseală.

3.6. Biocompatibilitatea materialelor cu organismul uman

Biocompatibilitatea este proprietatea biomaterialelor, care în urma implantării lor într-un organism viu, acestea nu produc reacții adverse și sunt acceptate de țesuturile ce le înconjoară.

Biomaterialul nu trebuie să prezinte toxicitate sau să producă reacții inflamatorii, atunci când este introdus în organismul uman ca și implant.

În anul 1999 cercetătorii Wintermatel și Mayer au ajuns la separarea biocompatibilitatii în două categorii: biocompatibilitatea intrinsecă și biocompatibilitatea extrinsecă .[12]

Biocompatibilitatea intrinsecă – suprafața implantului trebuie să fie compatibilă cu țesutul gazdă din punct de vedere chimic, biologic și fizic,

Biocompatibilitatea extrinsecă – se referă la proprietățile mecanice ale materialului: modulul de elasticitate, caracteristicile de deformație și transmiterea optimă a solicitărilor la interfața dintre implant și țesut.

Tabelul.10. Factorii determinați ai biocompatibilității[12]

Biocompatibilitatea unui implant depinde de: starea generală de sănătate a pacientului, vârsta, permeabilitatea țesutului, factori imunologici și caracteristicile implantului (rugozitatea și porozitatea materialului, reacțiile chimice, proprietățile de coroziune, toxicitatea acestuia).[12]

Din punct de vedere chimic, materialele biocompatibile trebuie să fie stabile și să aibă o bună rezistență la coroziune, având în vedere solicitările la care sunt supuse în corpul uman:

compoziția mediului intern variază continuu, trecând de la un caracter bazic la unul acid;

are loc și o coroziune microbiologică;

unele materiale sunt supuse solicitărilor mecanice constante, generând coroziunea sub tensiune, respectiv ciclice, caz în care apare coroziunea la oboseală.[12]

3.7. Metode de diagnosticare a degradării protezelor totale de șold

3.7.1.Diagnosticul imagistic al decimentării

Diagnosticul imagistic are mai multe metode de investigație, dintre care cea mai des folosită este radiologia clasică. La fiecare control de rutină, imaginea radiologică, trebuie comparată cu imaginile anterioare pentru a pune în evidență modificările apărute la nivelul componentelor protezei, al mantalei de ciment, al interfeței metal-ciment sau ciment-os, precum și modificările osoase.[4]

Modificările radiologice sugestive pentru apariția decimentării componentei femurale sunt grupate în trei categorii:

Modificări ale poziției sau structurii tijei:

Deplasarea în varus a tijei;

Migrarea distală a tijei;

Deformarea tijei femurale;

Ruperea tijei femurale.

Modificări ale mantalei de ciment:

Fracturarea mantalei (cel mai frecvent în apropierea vârfului tijei);

Fragmentarea cimentului (în special în porțiunea supero-medială);

Zone liniare de radiotransparență la nivelul anumitor porțiuni ale interfeței os-ciment;

Migrarea distală (înfundarea mantalei de ciment împreună cu componenta femurală;

Apariția unei zone de rarefiere în masa de ciment.

Modificări ale osului:

Apariția unei zone de rarefiere osoasă la nivelul corticalei și a treimii a femurului;

Apariția unei zone de rarefiere în canalul medular în vecinătatea vârfului tijei;

Apariția unei zona de îngroșare corticală fuziformă produsă prin mișcarea treimii distale a tijei;

Pseudo-artroza marelui trohanter după trohanteroplastie;

Fractura diafizei.[16]

Gruen și Amstuz caracterizează decimentarea componentei femurale ca o modificare evidențiabilă radiologic a integrității mecanice a sistemului os-ciment-tijă (fractura mantalei de ciment sau zone de radiotransparență la interfața os-ciment sau ciment-metal).[16]

Decimentarea aseptică reprezintă o problemă majoră, atât din punct de vedere al interpretării modificărilor radiologice și al determinării gradului de stabilitate al protezei, cât și al concordanței dintre modificările radiologice și acuzele pacientului.

Decimentarea presupune o zonă de radio-transparență mai mare de 2 mm, cu evoluție progresivă atât în grosime, cât și ca întindere la nivelul interfeței os-ciment. Nu toate zonele de radio-transparență, liniare sau circulare, prezente la acest nivel reprezintă evidențe ale decimentării aseptice. Poss apreciază lărgirea canalului medular cu o rată medie de 0,33 mm/an la un interval de 11,5 ani post-artroplastie totală cimentată. Înțelesul lărgirii canalului medular în producerea decimentării aseptice a componentei femurale este la ora actuală greu de apreciat. [16]

Kobayasy, Takaoka și Sayto caracterizează decimentarea tijei prin evoluția unuia dintre cele cinci semne: înfundarea, banda de radio-transparență la interfața os-ciment sau ciment-metal, fractura mantalei de ciment, resorbție osoasă sau apariția concomitentă a cel puțin două dintre aceste semne. [16]

Modificările la acest nivel pot fi încadrate în mai multe categorii :

Absorbție osoasă generalizată sau localizată într-o zonă De Lee-Charnley și mărirea dimensiunilor zonei de absorbție (mai mult de 2 mm progresiv la peste 6 luni post-operatorii);

Migrarea medială; fractura lamei patrulatere;

Modificarea poziției cupei (înclinare, anteversie);

Fragmente libere de ciment sau polietilenă în articulație;

Fractura cupei sau a mantalei de ciment. [16]

Zona de radio-transparență este delimitată sau nu de o zonă fină de condensare care poate apărea în una din zonele amintite, extinzându-se apoi la nivelul întregii interfețe ciment-os. Punctul de plecare al decimentării aseptice trebuie căutat în primul rând la nivelul interfeței ciment-metal.

Studiile intra-operatorii au indicat că 94 % din cazurile cu extensia completă a benzii de separare au prezentat mobilitate determinată intra-operator. Extinderea benzii în doar două cadrane se corelează cu evidența intra-operatorie a mobilității cupei în 71 % din cazuri, iar instabilitatea intra-operatorie a masei de ciment a fost pusă în evidență doar în 7 % din cazurile în care banda radio-transparentă a fost evidențiată radiologic doar la nivelul unui singur cadran.

În concluzie extinderea benzii de demarcație este un indicator mai fidel al decimentării decât grosimea acesteia.[16]

3.7.2. Alte metode de diagnosticare

Artrografia este examenul radiologic care permite vizualizarea interiorului unei articulații. Artrografia necesită injectarea unui produs de contrast, care poate fi aerul, un produs de contrast iodat sau un amestec al acestor două metode (artrografia în dublu contrast).[28]

Scintigrafia este folosită când rezultatele examinărilor radiologice nu sunt concludente. Este indicată pentru excluderea diagnosticului de decimentare atunci când radiografiile sunt normale. Diagnosticul de decimentare și de mobilizare este pus în cele mai multe cazuri pe legătura dintre semnele clinice menționate și cele radiologice. În cazul în care există numai semne radiologice, este indicată revizia artroplastiei deoarece evoluția acesteia duce la pierderea capitalului osos existent și la creșterea dificultății reviziei.[4]

Fig.3.17. Realizarea scintigrafiei[52]

Stereo-radiografia este o metodă ce folosește markeri metalici în os și ciment introduși în momentul operației, care se aplica apoi, pe radiografiile efectuate în mai multe planuri.[4]

3.7.3. Mecanismele degradării artroplastiei totale de șold

În ultimii ani s-a pus foarte mult accentul pe cercetarea mecanismelor ce intervin în degradarea montajelor endoprotetice, precum și în găsirea unor metode cât mai performante, menite să prelungească viața artroplastiei totale de șold. Studii amănunțite au arătat că există diferențe clare între mecanismele degradării artroplastiilor totale cimentate și necimentate, dar și între componenta acetabulară și cea femurală.

Mecanismele acestea în primul rând de diferențiază de biomecanica dintre cotil și femur, iar în cazul utilizării protezelor cimentate, de factorii suplimentari induși de prezența cimentului. Factorul inițiator este reprezentat de generarea de particule străine, cum ar fi: metal, polietilenă, sau polimetilmetacrilat – PMMA. Concentrația particule diferă atat la nivelul componentei acetabulare, cat și a celei femurale. Forțele la care este supusă cupa sunt în principal forțe de compresiune, de forfecare sau de torsiune. Solicitările acestea sunt însă mici în cadrul ciclului mersului, comparativ cu forțele apărute la nivelul componentei femurale.[16]

Pentru componenta femurală, Gruen, definește patru mecanisme ce intervin în degradarea fixării acesteia:

Mecanismul de piston apare prin înfundarea tijei în mantaua de ciment sau prin înfundarea mantalei de ciment împreună cu tija femurală în interiorul canalului medular.

Mecanismul de basculă cu punct fix la nivelul porțiunii medii a tijei, cu deplasarea medială a porțiunii proximale a tijei și apariția unei fracturi a mantalei de ciment la nivelul punctului de basculă.

Mecanismul de basculă cu punct fix la nivelul calcarului femural, prin mișcarea vârfului tijei se pierde sprijinul oferit de ciment, producându-se o hipertrofie corticală la nivelul vârfului.

Deplasarea mecanismului de basculă cu punct fix la nivelul vârfului tijei, se face la nivelul proximal spre corticala internă.[16]

Mecanismele acestea, prin micro mișcările anormale pe care le provoacă, eliberează o cantitate suficientă de particule străine care pot declanșa procesul imunologic. La nivelul componentei acetabulare, producerea de particule de polietilenă, metal și polimetilmetacrilat reprezinta un fenomen acceptat ca factor declanșator al decimentării protezelor cimentate și mobilizării protezelor necimentate.

Sir J.Charneley apreciază că deteriorarea polietilenei poate ajunge la un nivel de 1,2 mm în 10 ani, cu o rată medie de 0,19 mm/an.[4]

Livermore este de părere că degradarea cupei de polietilenă este mult mai mare în cazul utilizării capetelor de 32 mm comparativ cu cele de 22 mm. Datorită penetrării capului în grosimea stratului de polietilenă gradul de libertate scade în noua articulație, apărând un contact anormal col-cupă, cu degradarea consecutivă a acesteia. Din cauza aceasta, la ora actuală capetele intermediare de 26-28 mm sunt cele mai utilizate.[4]

Polietilena are un potențial mare de degradare oxidativă, care produce creșterea densității și a modulului de elasticitate o dată cu trecerea timpului. În vivo, aceste modificări fac polietilena susceptibilă la procesul de degradare.

Capetele femurale ceramice reprezintă o alternativă de lungă durată în cazul protezelor totale. Alumina (Al2O3) și zirconiul (ZrO2) au o biocompatibilitate excelentă și o rezistență mare la abraziune. Articulațiile din ceramică-polietilenă au un coeficient de frecare inferior articulațiilor metal-polietilenă, distrugerea suprafeței cupei fiind mult mai redusă.[4]

Articulațiile ceramică-ceramică (CoC) sunt extrem de puțin utilizate, deoarece există riscul spargerii lor, în special în cazul folosirii capetelor mici.

Articulațiile metal-metal (MoM) au căpătat atenție datorită degradării volumetrice mici a acestora. Generarea particulelor de metal se produce prin frecare sau coroziune între șuruburi și armătura metalică a cupei. Abraziunea componentelor protetice de către os sau ciment este un alt mecanism de eliberare a particulelor metalice sau de polietilenă. Salvatti compară nivelurile de particule metalice din țesuturi și lichidul sinovial atat la protezele stabile și cele degradate, utilizând spectrofotometria cu absorbție atomică. Grosimea cupei de polietilenă are o importanță majora în repartiția uniformă a tensiunilor apărute. În cazul utilizării cupelor subțiri, care au o grosime sub 8 mm, apar zone de concentrare a tensiunilor cu efect nefavorabil asupra rezistenței acestora. Pentru menținerea grosimii cupei de polietilenă capabilă să distribuie uniform tensiunile, este recomandat să se utilizeze capete cu diametrul cuprins intre 26-28 mm.[4]

Polietilena, în comparație cu metalul, nu este un bun conducător de căldură și, din această cauză, reacția exotermă a polimerizării cimentului produce distrugeri celulare mai mari la nivelul acetabularului decât la nivelul femurului.

Osteoliza este cunoscută ca boala particulelor sau boala de ciment agresivă în jurul protezelor totale cimentate este o descoperire radiologică des întâlnită. Această leziune distructivă este distribuită mai multor factori: mișcări ale implantului, hipersensibilitate la metal, reacție inflamatoare la particule de ciment.

Tijele sigilate proximal printr-o cimentare de bună calitate au mult mai puține zone de osteoliză la nivelul vârfului decât cele care prezintă o cale virtuală pentru migrarea particulelor prin microfracturi ale cimentului. Protezele totale necimentate nu sunt imune la efectele adverse ale materialelor folosite pentru implant. Odată efectuat implantul protezelor totale necimentate, celulele înconjurătoare sunt influențate de diferiți factori mecanici și biochimici. O membrană fibroasă apare dacă implantul prezintă mișcări sau dacă răspunsul osteogenic este slab. Micromișcările și coroziunea produc particule metalice care starnesc apariția membranei fibroase.

3.7.4. Sistem telemetric pentru măsurarea forțelor din articulația șoldului

Succesul pe termen lung al implanturilor de șold este afectat de o rată înaltă de uzare a protezei, la câțiva ani după operație. Unul din motive constă în transferul modificat al încărcării, care adesea provoacă erodarea osului la interfața dintre articulația artificială și femur.[26]

În fig.4.5. este prezentat echipamentul care este alcătuit dintr-un oscilator de putere pentru alimentare inductivă, o antenă RF și un Receiver, un calculator, pentru procesarea datelor în timp real și un sistem video VHS modificat.

Fig.3.18. Schema bloc a sistemului telemetric.

Pentru măsurători, bobina de inducție, este trecută peste piciorul pacientului și fixată lângă articulația șoldului. Oscilatorul de putere generează un câmp magnetic cu o frecvență de 4 KHz și o putere de aprox. 8 Acm-1, care este suficient de puternic pentru a activa circuitul electronic și este sub valoarea maximă permisă de regulile germane. Frecvența a fost aleasă ca un compromis între pierderea de putere în materialul ce înconjoară proteza (27 %) și unda – AC – a tensiunii de alimentare rectificată (< 0,1 %).[26]

CAPITOLUL 4

ASPECTE LEGATE DE PROPAGAREA FISURILOR

4.1. Noțiuni generale

Separarea sau fragmentarea unui corp solid în două sau mai multe părți, sub acțiunea tensiunilor, se numește fractură. Subiectul fracturii este vast și implică discipline precum fizica solidă, știința materialelor și mecanica continuă. Fractura unui material prin fisurare poate apărea în mai multe moduri, în principal următoarele:

Aplicarea lentă a sarcinilor externe.

Aplicarea rapidă a sarcinilor externe (impact).

Încărcarea ciclică sau repetată (oboseală).

Deformarea în funcție de timp.

Tensiuni interne, cum ar fi solicitările termice cauzate de anisotropia coeficienților de dilatare termică sau de temperatură într-un corp.

Efectele asupra mediului (fisuri de coroziune la stres, fragmente de hidrogen, fragilitatea metalului lichid etc.)[54]

Procesul de fracturare poate fi, în majoritatea cazurilor, împărțit în următoarele categorii:

1. Acumularea daunelor.

2. Nuclearea unuia sau a mai multor fisuri sau goluri.

3. Creșterea crăpăturilor sau golurilor. [54]

Deteriorarea acumulată este asociată cu proprietățile unui material, cum ar fi structura sa atomică, zăcământul de cristal, limitele granulelor și istoricul încărcărilor anterioare. Atunci când rezistența locală sau ductilitatea sunt depășite, se formează o fisură (două suprafețe libere). În timpul încărcării continue, fisura se propagă prin secțiune până când are loc ruptura completă. Mecanica elastică a fracturilor elastice (LEFM) aplică teoria elasticității lineare fenomenului de fractură – în principal, propagarea fisurilor. Dacă definim rezistența la rupere a unui material ca rezistență la propagarea fisurilor, atunci putem folosi LEFM pentru a ne oferi o măsură cantitativă a rezistenței la rupere. Diverse organisme de standardizare, cum ar fi Societatea Americana de Testare si Materiale (ASTM), British Standards Institution (BSI) si Institutul de Standarde din Japonia (JIS), au standarde pentru testele de rezistenta la fracturi.[54]

Cea mai importantă cerință pentru propagarea unei fisuri este că stresul de la vârful fisurii trebuie să depășească rezistența teoretică a coeziunii materialului. Acesta este într-adevăr criteriul fundamental, dar nu este foarte util, deoarece este aproape imposibil să se măsoare stresul de la vârful crack-ului. Un criteriu echivalent, numit criteriul Griffith, este mai util și prezice forța care trebuie aplicată unui corp care conține o fisură pentru propagarea fisurii.[54]

Fractografia este un mijloc uzual de identificare a cauzei inițiale a cresterii fisurii si a ruperii. Este cunoscut faptul că propagarea fisurilor este compusă din 2 faze:

-inițiere fisurii;

-propagarea acesteia.[1]

Printre parametrii și testele care s-au dezvoltat, mai ales în ultimul trimestru al secolului al XX-lea, pentru a descrie rezistența la fracturarea a unui material într-o manieră cantitativă și reproductibilă, este rezistența la rupere a tensiunii plane, definită ca factor de intensitate critică a tensiunii în condiții de solicitare plane și în modul 1 de încărcare. Acesta este factorul de intensitate a stresului la care un fractura de o anumită dimensiune începe să crească într-un mod nesigur. Rezistența la rupere este legată de tensiunea aplicată printr-o ecuație de forma următoare:[54]

(4.1)

Unde: – rezistența la fractură în modul I de încărcare

– este dimensiunea caracteristică a fisurii

– este un factor care depinde de geometria specimenului, de locația fisurii și de configurația de încărcare

Propagarea fisurii cu plasticitatea:

Dacă materialul în care se propagă fisura se poate deforma plastic, forma vârfului fisurii se schimbă din cauza tensiunii plastice. Un vârf de fisură ascuțit va fi rotunjit. Un alt factor important este timpul: deoarece deformarea plastică necesită timp, cantitatea de deformare plastică care poate să apară la vârful fisurii va depinde de cât de repede se coboară fisura. Într-un astfel de material, o fisură se va propaga foarte rapid, cu o mică deformare plastică în jurul vârfului fisurii, rezultând ceea ce se numește fractură fragilă. De obicei, o astfel de fractură este, de asemenea, caracterizată de o propagare a fisurilor care este bruscă, rapidă și instabilă. Din punct de vedere practic, această definire a fragilității, care se referă la declanșarea instabilității sub un stres aplicat mai mic decât stresul corespunzător randamentului plastic al materialului, este foarte util.[54]

4.2. Elemente de mecanica ruperii în cazul biocompozitelor

Rezistența mecanică a unor materiale, cum ar fi: ceramicele, sticla, oțelurile călite, duraluminiu și compozitele, testată pe direcție transversală poate fi afectată de mărimea, forma și defectele de fabricație a acestora. Metoda de depistare a rezistenței la rupere a unei structuri se numește mecanica ruperii, cu ajutorul căreia se poate determina tensiunea limită prin care fisura din structură devine instabilă și se propagă în întreg materialul.[53]

Fig.4.1. Corp solicitat în echilibru static: a) fără fisură; b) cu fisură [53]

Putem considera o structură perfectă, fără fisuri, ca în fig.4.1.a, care este solicitată în echilibru static. Energia de deformație a acestui corp este Ua. În cazul în care în structura corpului apare o fisură de lungime a, (fig.4.1. b), atunci energia de deformație U este eliberată, dar se va adăuga energia suprafeei datorită apariției unei noi suprafețe. Pentru varianta a doua, cu fisuri, energia de deformație este dată de relația: [53]

Prin diferențierea ecuației de mai sus în raport cu lungimea fisurii, se obține:

Energia de deformare în placa metalică este dată de relația:

Energia de suprafață are relația:

Unde: -energia de suprafață pe unitatea de arie.

La limita instabilității ,

Tensiunea de solicitare devine tensiunea critică pentru propagarea instantanee a fisurii, σc. Prin diferențierea ecuațiilor (4.4) și (4.5) în raport cu lungimea fisurii a și aplicându-le în ecuația (4.6) se obține:

În cazul în care materialul adiacent fisurii este supus la deformare plastică atunci energia pentru acest tip de deformație, γp este adăugată la tensiunea de suprafață γs, iar energia totală este dată de suma celor două energii (γp + γs). Ecuația (4.7) se poate scrie sub forma:

În cazul tensiuni de solicitare bidimensională, mărimea se mai numește și rezistența la rupere, și face legătura între tensiunea de rupere și lungimea fisurii:

.

Rata de declanșare a energiei critice de deformație este dată de relația:

.

În cazul deformației plane, rata de declanșare a energiei critice de deformație se reprezentată sub forma:

Fisurile existente în structuri se pot propaga în trei moduri, acestea depinzând de tipul și direcția de acționare a tensiunilor de solicitare. Aceste moduri de propagare sunt prezentate în fig.4.3. [53]

Fig.4.3. Propagarea fisurii în trei moduri: a) propagare prin deschidere; b) propagare prin forfecare; c) propagare prin tăiere. [53]

În primul mod, fisura se propagă prin aplicarea unei tensiuni normale la suprafața acesteia. În cel de-al doilea mod, fisura se propagă paralel cu planul determinat de tensiunea de solicitare și în direcția acesteia. Ultimul mod este acela în care fisura se propagă paralel și pe direcția normală cu planul determinat de tensiunea de solicitare. [53]

În fig.4.4. este prezentată o structură izotropică care este solicitată la tracțiune. Solicitarea poate fi determinată folosind teoria elasticității. Punctul de aplicație al solicitării se află la o distanță față de vârful fisurii egală cu r și formează cu planul determinat de fisură un unghi  .[53]

Fig.4.4. Tensiunile de solicitare locale într-o structură cu fisuri [53]

,

Unde: = și=

σ – tensiunea de solicitare la tracțiune

tensiunea de solicitare la forfecare.

Tensiunile locale de solicitare la tracțiune ce acționează în planul determinat de fisură, =0, pentru primul caz de propagare, sunt date de ecuația:

Unde: factorii globali de cedare,

k – numărul stratului în care se găsește fisura.

Tensiunile locale de solicitare la forfecare sunt date de relația:

Dacă stratul k este un strat ortotropic, și dacă direcția materialului principal face cu planul fisurii un unghi (fig.4.5.), atunci tensiunile locale de forfecare în acel strat pot fi aflate cu ajutorul relației:

Fig.4.5. Coordonatele vârfului fisurii în cazul unei structuri ortotropice [53]

Tensiunile locale de solicitare la tracțiune în stratul k pot fi aflate folosind coeficienții de duritate pentru vârful fisurii:

Rezultatele realizate de către Sih, Paris și Irwin au fost aplicate de către Koniesh cu scopul de a determina rezistența la fractură a unei structuri ortotropice. Ruperea materialului se poate produce fie datorită ruperii fibrelor sau matricei (materialului principal). Să considerăm două cazuri, atunci când planul fisurii este perpendicular pe direcția fibrelor și când planul fisurii este paralel cu direcția fibrelor (fig.4.6). [53]

În primul caz, ruperea fibrelor se va produce dacă tensiunile de solicitare sunt paralele cu direcția de orientare a fibrelor, , la o distanță critică față de vârful fisurii,.

În cel de-al doilea caz, ruperea matricei se va produce dacă tensiunile de solicitare sunt perpendiculare pe direcția de orientare a fibrelor, , la o distanță critică . În cazul ruperii fibrelor, tensiunea de solicitare normală este egală cu rezistența longitudinală a structurii, și rezistența la rupere este:[53]

(

În cazul ruperii matricei,  și rezistența la rupere este:

.

Fig. 4.6. a) Fisura perpendiculară cu direcția de orientare a fibrelor; b) Fisura paralelă cu direcția de orientare a fibrelor. [53]

În concluzie, rezistența maximă la rupere a materialului este următorul factor important de care se ține seama, după biocompatibilitate, în proiectarea implanturilor medicale supuse la solicitări constante. Majoritatea acestor dispozitive s-au distrus prematur cu efecte dăunătoare organismului, la tensiuni de solicitare mai mici decât cele de care s-au țținut seama la proiectare. De obicei defectele din structura materialului stau la baza acestor eșecuri. Din această cauză, este necesară înțelegerea propagării fisurilor din structura materialului precum și factorii ce influențează acest efect. [53]

4.3.Analiza fisurilor în materialele ceramice

Fenomenul de oboseală în ceramici are cauze mai ample, iar aceasta se observă în prezența microfisurilor care se formează în procesul de ardere și de sinterizare. Microfisurile din materialele ceramice afectează toate proprietățile mecanice, cum ar fi tenacitatea, rezistența la încovoiere, deformarea plastică, etc.

Conceptul de rupere fragilă în materialele ceramice este reprezentat de limita rezistenței la rupere care la rândul său este determinată de mărimea microfisurii și de energia de rupere , conform ecuației:

Unde : E – modulul Young;

A – constante determinate de geometria fisurii.

Din relația 4.19 se poate vedea că o rezistență bună la rupere este dată de valoarea ridicată a modulului E și a mărimi caracteristică pentru comportarea materialelor la solicitările prin șoc , și aceasta scade cu mărimea fisurii și geometria acesteia.

Produsele ceramice din Al2O3 se descriu prin proprietăți fizice/chimice ridicate, produse atât de compoziția și structura fazelor prezente, cât și de forma, mărimea și distribuția în masă a granulelor, aspecte ce constituie aspectul corpului ceramic.

La ceramice apar microfisuri produse de eforturile la care sunt expuse în timpul arderii. Consolidarea eficientă a matricei se realizează când microfisurarea este limitată ca volum, deviată și blocată. Fisurile pot fi îndepărtate prin zonele tensionate prezente în jurul particulelor ranfort ori prin particule.

Propagarea fisurii este condusă de energia tensiunii libere G corespunzătoare fiecărui segment de fisură frontală de-a lungul traiectoriei deviate care poate fi caracterizată de intensitatea factorilor de stres. Acest lucru se poate observa cu formula 4.20.

Unde :- factori de intensificare a tensiunii funcție de unghiurile de deviere a fisurii.

Propagarea fisurilor ține, în ceea ce privește compozitelor izotrope, de forma particulelor. O abatere bună a fisurii se obține în cazul particulelor sub formă de disc și lamele.

Blocarea propagării fisurii se produce în momentul în care faza complementară se interpune pe traseul fisurii deschise.

D este zona de blocare și se desfășoară pe o lungime mică în comparație cu lungimea fisurii, iar variația energiei libere a tensiunii în această zonă este dată de relația 4.20.

Fig.4.7. Blocarea fisurii de către particule de tip Whisker

Unde: – lungimea fisurii deschise;

– tensiunea produsă de fisură.

4.3.1. Propagarea fisurilor în compozitele durificate cu fibre

În ceea ce privește compozitele cu matrice fragilă, comportarea la solicitări mecanice este caracterizată de criteriul Griffith, acest lucru este dat de relația 4.21:

Unde: – efortul unitar de tracțiune,

– adâncimea fisurii superficiale,

– tensiunea superficială a materialului,

– modulul de elasticitate longitudinal.

Criteriul Griffith reprezintă prevederea pentru propagarea sau stoparea fisurii, și anume:

fisura nu se propagă pentru eforturi mai mici decât al materialului respectiv;

fisura se propagă rapid la eforturi mai mari, ce depășesc valoarea acceptabilă.

Tensiunilor din vârful fisurii nu se poat modifica în materialele fragile fără propagarea fisurii, ceea ce provoacă automat o mișcare rapidă a razei de curbură la vârful fisurii. În acest fel, efectul de creștare este concomitent, tensiunile de la vârful fisurii se măresc și fisura se propagă din ce în ce mai rapid în adâncime. Efectul de creștare se poate vedea conform relațiilor 4.22, 4.23:

sau

Unde: c – lungimea fisurii,

– de raza de curbură,

, – tensiuni.

Din relația 4.22, respectiv 4.23, rezultă faptul că atata timp cât raza de curbură este mai mică la vârful fisurii, cu atât ruperea se va realiza la un efort mai mic, fapt pentru care crestăturile ascuțite sunt riscante.

Relația Orewon (4.24) se aplică în cazul compozitelor cu matrice ductilă.

Unde: c- lungimea fisurii,

– energia superficială,

– energia necesară pentru propagarea fisurii prin deformare plastică.

Fig.4.8. Propagarea fisurilor în compozitele durificate cu fibre: a. matrice fragilă; b. matrice ductilă (metalică); c. transferul de sarcină la fragmentele de fibră; (1 – fisură oprită de fibră; 2 – fisură deviată de fibră; 3 – fisură reflectată de fibră; 4 – fibră spartă)

Din fig.4.8. se poate observa că fibrele ceramice sunt foarte fragile si propagarea fisurilor in ele se produc usor.

4.4. Analiza fisurilor în materialele cu comportare liniar-elestică

Utilizarea structurilor monolitice mari a dus la aplicarea pe scară largă a mecanicii fracturilor. În special, fenomenul de propagare a fisurii la oboseală poate fi analizat în ceea ce privește mecanica liniară a fracturilor elastice. Ipoteza de bază aici este că există deja fisuri într-o componentă structurală și că acestea vor crește, pe măsură ce componenta va fi folosită în exploatare. [54]

Uzarea prin oboseala se poate observa în fig.4.9. și poate duce la fisuri sub nivelul suprafeței care se propagă și elimină particulele de pe suprafață. Forțele mari de sub suprafață pot fi de asemenea cauzate de al treilea corp între două suprafețe articulate care duc la uzura de durată accelerată.[31]

Fig.4.9. Uzarea prin oboseala [31]

În ceea ce privește studiile de creștere a fisurii la oboseală, se presupune, de asemenea, că durata de viață a oboselii unei componente este determinată în cea mai mare parte de creșterea crackului sub sarcină ciclică. [54]

Putem determina (factorul de tenacitate/rezistență la rupere în modul I) sau (factorul critic de intensitate al tensiunilor) pentru un material dat în laborator și putem utiliza datele obținute pentru a determina o zonă de defect în funcție de starea critică aplicat și o lungime critică corespunzătoare sau invers. Spre exemplu, în fig.4.10.a, se poate observa că, pentru o anumită lungime de fisurare , există o tensiune esențială esențială a materialului. În schimb, pentru o anumită tensiune de proiectare există o lungime critică a fisurii . În principiu, atunci, regiunea aflată sub locul localizării eșecului reprezintă regiunea sigură cu privire la un eșec catastrofal. Considerăm, de exemplu, o componentă care conține o lungime a fisurii , la o tensiune unde <. În cadrul acestor condiții, componenta va fi sigură deoarece este mai mică decât mărimea defectului critic , care corespunde stresului aplicat. Această siguranță se bazează, desigur, pe presupunerea că încărcarea este statică și că fisura nu crește în serviciu. Dar știm foarte bine ca fisurile din structuri cresc în timpul serviciului. O creștere a lungimii fisurilor la σ2, în funcționare, de la la va duce eventual la o insuficiență structurală. Astfel, chiar dacă rezistența la rupere a unui material stabilește condiția de defectare și rezistența reziduală a unei componente structurale, durata de viață sau durabilitatea componentei este în principal o funcție a rezistenței sale la creșterea fisurii subcritice (adică, rezistența la creșterea fisurii prin oboseală, fluaj, coroziune la stres etc.) [54]

Mecanica ruperii liniar-elastice permite preexistența fisurilor într-un element structural. Modelul vârfului de fisură este același cu cel descris pentru zonele non fatigue. Materialul care conține o fisură, sub tensiune, are o mică zonă plastică la vârful fisurii, iar această zonă din plastic este înconjurată de o regiune elastică destul de mare. Astfel, ne concentrăm atenția asupra propagării fisurilor în condiții de oboseală. În această situație nu ne interesează problema de nucleare a fisurilor sub oboseală. Sub sarcina ciclică, o fisură dominantă crește, în funcție de numărul de cicluri, de la o dimensiune inițială la o dimensiune critică , corespunzătoare unei defecțiuni, acest lucru se poate vedea în fig.4.10. [54]

Fig.4.10. Failure locus (a.); Schema lungimii fisurii a în funcție de numărul de ciclii N(b.) [54]

Problema de bază este astfel redusă la una care caracterizează cinetica de creștere a fisurii dominante în termenii unei forțe motrice adecvate. De acolo, se pot estima duratele de funcționare și/sau intervalele de inspecție în funcție de condițiile de încărcare și de mediile de proiectare. Deoarece creșterea fisurilor pornește din regiunea cea mai tensionată din vârful fisurii, caracterizăm forța motrice în ceea ce privește factorii de intensitate a tensiunii la vârf, adică intervalul factorului de intensitate a tensiunii:

Unde: Kmax– factorul maxim de intensitate a tensiunii corespunzătoare pentru sarcinile maxime

Kmin– factorul minim de intensitate a tensiunii corespunzătoare pentru sarcinile minime

Rata de creștere a fisurii pe un ciclu, , poate fi exprimată ca o funcție a factorului de intensitate al tensiunilor ciclice la vârful fisurii . Prin urmare, dacă este disponibilă o ecuație matematică care prezintă procesul de propagare a fisurilor și condițiile la limită adecvate, putem calcula, durata de viață a oboselii ( de exemplu, numărul ciclurilor până la rupere).

Relația Paris-Erdogan a apărut pentru propagarea fisurilor în condiții ciclice:

Unde: – modificarea lungimii fisurii pe un ciclu de solicitare

– lungimea fisurii

– numărul ciclilor de solicitare

– factorul de intensitate al tensiunilor ciclice

și – constante empirice care depind de material, mediu și condițiile de testare

Altă relație empirică care face legătura între și este:

Unde: și sunt alte constante care depind de material

Deoarece multe variabile afectează rata de creștere a fisurilor in oboseală, putem scrie, intr-un mod foarte general, sub forma relației (4.22):

(4.22)

În mod cert, nu se poate obține o astfel de caracterizare ideală și detaliată. În principiu, ecuația (4.22) poate fi integrată pentru a determina durata în exploatare , sau intervalul corespunzător de inspecție  , pentru o componentă structurală. În cazul acesta avem:

sau

Dacă rescrieem relațiile (23) avem:

sau

Dacă am reprezenta logaritmul ratei de creștere față de logaritmul factorului de intensitate al tensiunilor ciclice la vârful fisurii -, se va obține un fel de curbă, ce este prezentată în fig.4.9.

Curba are formă sigmoidală cu trei regiuni. Regiunea I- este zona unde fisura nu se propagă. Regiunea II este cea care prezintă relația Paris – Erdogan o lege între și  . Limita inferioară a factorul de intensitate a tensiunii ciclice în regiunea I semnifică o valoare sub prag unde fisura nu se propagă. Această limită se numește pragul factorului de intensitate a tensiuniilor ciclice . Limita superioară în regiunea III indică condițiile ratei de creștere a fisurii asociate cu începerea ruperii finale.[54]

Mulți cercetători (Suresh (1991)) au discutat mecanismele principale de operare primare și variabile importante în cele trei etape de propagare a fisurilor(fig.4.11.):

Etapa I: În această etapă, creșterea medie a fisurii pe ciclu este foarte mică. Mecanismele de propagare a fisurilor sunt caracteristice pentru un mediu discontinuu. Microstructura materialului, rata tensiunii R, și a mediului au o mare influență asupra creșterii fisurii.

Etapa II: Acesta este regimul, în care relația Paris – Erdogan se aplică. Mecanisme de propagare a fisurilor din etapa a II-a sunt caracteristice unui mediu continuu. Influența microstructurii, R, mediul, grosimea materialelor, etc asupra propagării fisurilor este mică.

Etapa III: Mecanisme de propagare a fisurilor în această etapă sunt similare cu cele din modul static (clivaj, scindare etc.) În această etapă, microstructura, R și grosimea materialului au o influență mare asupra creșterii fisurii, dar influența mediului este mică.

Fig.4.11. Schema de rată de propagare a fisurilor față de factorul de intensitate al solicitărilor ciclice [54]

Relație Paris-Erdogan (4.20) prezintă rata de propagare a fisurii în etapa II pentru o varietate de materiale – polimeri, metale și ceramică. Este foarte utilă din cauza simplității sale.

În fig.4.10. este prezentată influența direcției de propagare în cazul ratei de propagare a fisurilor la oboseală în cazul oțelului AISI 4140. Exponentul are o valoare mai mare în direcție transversală decât în direcția longitudinală (laminare), datorită prezenței incluziunilor alungite.

Fig.4.11. Propagarea fisurii la oboseală într-un oțel AISI 4140. (a) Direcția longitudinală (paralel cu direcția de laminare), (b) Direcția transversală (perpendicular pe direcția de laminare). [54]

Alegerea forței rezultante femural care acționează asupra capului femural

La început anilor `90 un grup de cercetători germani (George Bergmann, Friedmar Graichen și Antonius Rohlmann de la Biomechanics- Laboratory, Benjamin Franklin School of Medicine, Free Univ. of Berlin-Germany) au realizat un sistem telemetric (cu 4 canale) pentru măsurarea forțelor din articulația șoldului.

Figura 4.34. Interfața aplicației HIP 98

Mai târziu au fost puse la punct și alte sisteme telemetrice (de exemplu cu 8 canale) care conțineau un număr mai mare de senzori pentru măsurarea forțelor din articulațiile protezate ale unor pacienți. Același grup de cercetători a realizat în anul 1998, o aplicație numită Hip 98 (figura 5.34). Cu ajutorul acestei aplicații pot fi vizualizate datele obținute de la 4 pacienți care au suferit artroplastii totale de șold. Având aceste datele datorita aplicației, s-a realizat tabelul 4.2 ce oferă informații despre amplitudinea încărcărilor/solicitărilor în articulația protezată la 4 pacienți pentru diverse tipuri de activități (urcatul/coborâtul scărilor, ridicarea de pe scaun, etc.).

Fig.Variația forțelor ce pe capul femural la subiectul 1 într-un ciclu de mers normal

CAPITOLUL 5

ANALIZA FISURILOR FOLOSIND MICROSCOPIA OPTICĂ

5.1. Noțiuni generale

Materialele se investighează cu ajutorul microscopului optic, iar această tehnică este cunoscută sub numele de microscopie optică, fiind folosită pentru investigarea structurii sau microstructurii materialelor în domenii precum știința materialelor, medicină, biologie, ecografie, etc. Folosind această metodă pot fi văzute aspecte morfologice ale materialelor la măriri cuprinse între 10 si 2500x deci cu dimensiuni din domeniul 0,1 – 1000 de microni.

Fig.5.1. Microscop optic

Microscoapele optice folosite în cercetarea materialelor sunt microscoape metalografice și se diferențiază de cele folosite în biologie și medicină prin faptul că obiectele sunt analizate în lumină reflectată și nu prin transparentă.

În principiu, microscopul optic reprezintă o combinație de 2 sisteme optice:

-sistemul obiectiv care mărește obiectul;

-sistemul ocular care măreste imaginea obținută cu obiectivul.

Cel mai folosite aparate pentru investigarea, cu o rezoluție foarte bună, a suprafețelor sunt SEM (Scanning Electron Microscopy) si AFM (Atomic Force Microscopy).

Chiar dacă SEM-ul si AFM-ul au rezoluții laterale similare, există situații în care una din aceste metode poate oferii o reprezentare mai amănunțită a suprafeței probei. Diferențiere este data de felul în care cele doua tehnici analizează modificările verticale în topografia probei.

Microscopia optică are ca principal avantaj faptul că imaginea obiectului investigat este vazută în profunzime, fără a fi nevoie de prelucrări secundare. Un alt aspect important constă în faptul că este o tehnică care nu actionează intr-un mod violent. Acesta este cel mai vechi tip de microscopie, ajungând la un stagiu de tehnologie matură si avand costuri relativ scăzute fată de celelalte metode. [56]

Microscopia optică are ca principal dezavantaj faptul că poate analiza numai obiecte care reflecta suficient de bine în spectrul vizibil, sau care au un indice de refracție sucient de ridicat. De asemenea este limitată, din cauza difracției, la detalii de aproximativ 200 nm (în cazul folosirii radiației ultraviolete) și respectiv o mărire maximă de∼1000x .[56]

Puterea sau capacitatea de separare a microscopului poartă numele de rezoluție. Limitarea capacității de separare a unui aparat optic este dată de aberațiile sistemului optic și de fenomenele de difracție a luminii. Pentru microscoapele optice, puterea de separare este data de obiectiv , ocularul reproduce numai detaliile receptate de obiectiv.

După Rayleigh, 2 puncte aflate la distanța pot fi separate dacă marginile primelor inele întunecate de difracție coincid cu fețele petelor centrale sau pe curba total de distribuție a iluminării minimul scade cu 20% față de cele 2 maxime , fapt perceput prin contrast. În cazul ochiului uman, corespunde la 2 puncte situate la 250 mm față de ochi cu distanță între ele de aproximativ 0,1 mm.

Puterea de separare (rezoluția) unui microscop optic este dată de relația :

5.2.Tehnici de caracterizare a filmelor subțiri

Suprafața are următoarele proprietăți: compoziția chimică, energetica suprafeței, rugozitatea, stabilitatea în timp. Toate aceste proprietăți au dus la dezvoltarea diferitelor metode de tratamente de suprafață având rolul modificării selective a compoziției și structurii chimice a polimerilor la nivelul suprafeței.

Tehnicile de analiză a suprafeței permit perceperea fenomenelor și proceselor care au loc la interfața cu diferite medii cum ar fi: apa, aerul, diverse tipuri de materiale, medii biologice etc.[57]

5.2.1. Microscopie de forță atomică (AFM)

Elementul fundamental de funcționare al microscopiei de forță atomică (AFM – Atomic Force Microscopy) se bazează pe utilizarea forțelor de interacțiune între un dispozitiv de scanare alcătuit dintr-un cantilever pe care este prins un vârf ascuțit și suprafața unei probe. Lungimea vârfului este de câțiva microni și un diametru apropiat de valoarea de 100 Å, iar cantileverul are o lungime de 100 -200 μm. Forțele ce apar între vârf și suprafața probei de analizat cauzează o deformare a cantileverului, aceasta fiind măsurată cu ajutorul unui detector prin intermediul unui laser și transpusă într-o imagine topografică a suprafeței, acest lucru poate fi observat în fig.5.2.[55]

Fig.5.2. Principiul de funcționare al microscopului de forță atomică [62]

Tensiunea vârf-probă se calculează cu ajutorul formulei 5.2.

Metoda AFM este o metodă care nu distruge și cuprinde în general trei moduri de scanare a suprafeței unei probe :

modul contact – vârful este menținut la câțiva Angstromi de suprafața probei, forțele interatomice se opun micșorări distanței vârf – suprafață și produc deformarea brațului probei; ;

non-contact – vârful este menținut la o distanță de zeci până la sute de Angstromi de suprafața probei, iar forțele interatomice manifestă fenomene de atracție;

modul în contact intermitent – este asemănător modului de lucru în non-contact.[55]

Fig.5.3. Regimul de lucru în tehnicile AFM (regim contact, semi-contact și non-contact) [55]

5.2.2. Microscopie electronică cu baleiaj (SEM)

Microscopia electronică cu baleiaj (SEM – Scanning Electron Microscopy) reprezintă o tehnică care nu provoacă distrugeri. Cu ajutorul acesteia se poate analiza suprafața unei probe, prin scanarea cu un fascicul de electroni accelerați cu energii foarte ridicate (~ 40 keV). [59]

Se pot obține imagini topografice pe zone mai mari decât la AFM, informații despre structură , respectiv compoziție.

Sistem SEM (fig.5.4) este alcătuit în mod general dintr-o coloană ce conține tunul electronic (se generează un flux de electroni), o cameră unde proba interacționează cu fluxul de electroni accelerați, detectori care monitorizează semnalele rezultate de la interacțiunea probă – flux de electroni, un sistem de vizualizare, crearea unei imagini topografice din semnalele captate și o pompă de vid.[59][61]

Rezoluția imaginii rezultate poate fi influențată de diametrul, intensitatea și energia fasciculului de electroni, de volumul probei care interacționează cu fasciculul de electroni și de componența ei.[59][61]

Fig.5.4. Principiul de funcționare al microscopului electronic cu baleiaj [60]

5.2.3. Microscopie electronică prin transmisie (TEM)

Microscopia electronică prin transmisie (TEM – Transmission Electron Microscopy) reprezintă o metodă devastatoare prin care se pot obține informații despre structura materialului analizat. [63][64]

Proba analizată prin această metodă trebuie să aibă o grosime mică, maxim 1000 Å, iar electronii să aibă energie suficientă pentru a trece prin probă.[63]

Rezoluția unui microscop electronic TEM este limitată în principal de aberația de sfericitate, dar, noile genarații de sisteme permit creșterea rezoluțiilor dar și repararea parțială a aberațiilor sferice.[63]

În fig.5.5. sunt prezentate componentele microscopului electric prin transmisie (S)TEM – Scanning Transmission Electron Microscope:

ce este scris cu negru: componente specifice de funcționare pentru TEM și STEM,

ce este scris cu albastru: componente specifice tehnicii de funcționare pentru TEM,

ce este scris cu roșu: componente specifice tehnicii de funcționare pentru STEM.

Fig.5.5.Principiul de funcționare al microscopului electronic[64]

BIBLIOGRAFIE

[1] ARTROPLASTIA TOTALĂ DE ȘOLD Dinamica pierderii stabilității protezelor totale de șold ,Liliana-Laura BĂDIȚĂ,Lucian CĂPITANU,Gheorghe Ion GHEORGHE-Editura AGIR ,Bucuresti 2011,ISBN 978-973-720-401-1

[2]Conf. univ. dr. GEORGETA NENCIU. BIOMECANICĂ. București : Editura FUNDAȚIEI ROMÂNIA DE MÂINE , 2012. ISBN 978-973-163-606-1

[3] ARTROPLASTIA PROTETICÃ DE ȘOLD-PAUL BOTEZ, Editura BIT, Iași 2003, ISBN 973-9327-82-6

[4] CD-Articol:Ingineria protezării. Protezarea articulației șoldului-Dr.ing. Corneliu Nicolae Drugă,2013

[5] ANATOMIE-MEMBRELE,PROF. DR. Constantin Enciulescu, Universitatea de Medicină și Farmacie,Targu Mureș, Disciplina de ANATOMIE ȘI ENBRIOLOGIE, 2013, VOL VI

[6] CHIRURGIE SI ORTOPEDIE PEDIATRICA-Manual de curs, Conf. Univ. Dr. Eugen Sorin BOIA, Universitatea de Medicina si Farmacie „VICTOR BABES” TIMIȘOARA,2016

[7] http://webbut.unitbv.ro/teze/rezumate/2011/rom/DrugaCorneliuNicolae.pdf

[8] [Williams 87] Williams D. F., Definitions in biomaterials, Proceeding of Consensus Conference of the European Society for Biomaterials, Amsterdam, Elsevier,1987.

[9] [Cristea 06] Cristea L.,Materiale speciale, Suport de curs, Ed. Univ.Transilvania din Brasov, 2006.

[10] CONTRIBUȚȚII LA CONCEPEREA ȘI REALIZAREA ENDOPROTEZELOR DE ȘOLD- Mihai Ovidiu Ghiba, EDITURA POLITEHNICA, ISBN:978-606-554-253-2, UNIVERSITATEA „POLITEHNICA” TIMIȘOARA,2011

[11] Yu Yan.,Tribology and Biotribocorrosion of Artificial Joint Prostheses, din: Tribology Research Trends, coord.Taisho Hasegawa, Nova Science Publishers, Inc, New York, 2008, pag.110-130

[12] DUMITRAȘCU N.: Biomateriale și biocompatibilitate, Ed.Universității “Al.I.Cuza”

Iași, 2007

[13] Material curs introducere

[14] ȘTIINȚȚA MATERIALELOR METALICE -Titular curs: S.L.dr.ing. ANTONIAC Iulian Vasile, Universitatea POLITEHNICA din București, Facultatea INGINERIE MEDICALĂ

[15] ELEMENTE DE ORTOPEDIE – Tudor Sorin Pop, UMF Târgu Mureș, Disciplina de Ortopedie-Traumatologie, 2013

[16] Georgeanu V. Al.,Cauzele mobilizării componentelor protezei totale de șold, Rev. de Ortopedie și Traumatologie, București, vol.9, nr. 3-4, 1999

[17] ] Biomecanica. Bazele Biomecanicii,Olariu V., Roșca I., Baritz M., Barbu D.M., Radu Gh., Ed. Macarie, Târgoviște, 1998

[18] TRIBOLOGIE-Note de curs, Conf.univ.dr.ing. Gabriel PRAPORGESCU, Petroșani, 2010

[19] Proiectarea implanturilor- Ș.L.dr.ing. Dan Batalu, Universitatea Politehnica București, 2015

[20] Contribuții la sinteza de hidroxiapatită dopată cu magneziu și cercetări asupra proprietăților mecanice în vederea utilizării ei în implanturi osoase – Ing. Teodora Georgiana IOANOVICI, Universitatea “Politehnica” din Timișoara și Universitatea Artois din Bethune, Franța, 2012

[21] Maroudas A., Hyaluronic Acid Films. Proc. Instn. Mech. Engrs, 181, 1967

[22] MaCconail M.A., Function of intra-articular Fibrocartilages with Special Reference to the Knee and inferior-radio-ulnar Joints, J. of Anat. 66,1932

[23] Fein R.S., Are Synovial Squeeze lubricated? Proc. Inst. Mech. Engrs., 181,’66-67

[24] https://drapostolescu.ro/protezare/protezare-sold/tipuri-de-proteze-de-sold/, accesat in data de 12.04.2019

[25] Modern Techniques in Total Hip Arthroplasty From Primary to Complex – Ran Schwarzkopf ISBN 978-93-5152-082-5, Edition: Jaypee Brothers Medical Publishers, 2014

[26] Graichen F., Bergmann G., Four-channel telemetry system for in vivo measurent of hip joint forces, Journal Biomech. Eng. 1991, vol.13, September

[27] Williams D. F., Definitions in biomaterials, Proceeding of Consensus Conference of the European Society for Biomaterials, Amsterdam, Elsevier,1987

[28] http://www.sfatulmedicului.ro/dictionar-medical/artrografie_484, accesat in data de 10.03.2019

[29] Contribution on the study of influences of wear particles on hip prostheses sustainibility- Ing. Georgiana Bosoi, București 2011

[30] Bețișor A., Artroplastia de șold în fractura deplasată de col femoral și consecințele ei, teză de doctorat în medicină, coord.prof.univ.M. Corlățeanu, Chișinău, 2005

[31] A Model on the Motion of Wear Particles in the Synovial Fluid of an Artificial Hip Joint, Sunny M. Jhurani and Fred Higgs III, ISBN: 978-0-7918-4895-1, ASME

[31] Contribuții privind îmbunătățirea caracteristicilor tribologice ale protezelor de șold, prin nanodepuneri de materiale biocompatibile, Fiz. Liliana – Laura Bădiță, Academia Româna a institutul de mecanica solidelor, București, 2012

[32] Studii privind influența evoluției biotribosistemului endoprotezei totale de șold asupra durabilității și stabilității acesteia, ing. BURSUC M. Dumitru-Cătălin, București 2014

[33] http://www.rne.ro/

[34] http://stockproject1.deviantart.com/art/Human-Skeleton-12029879-194270522, accesat in data de 04.03.2019 ora 10:38

[35] http://www.salabucuresti.ro/articole/anatomie-umana/sistemul-osos.html accesat in data 01.02.2019

[36] http://micromedica.ro/fracturile-pertrohanteriene/, accesat in data de 11.02.2019 ora 15:45

[37] https://orthoinfo.aaos.org/en/diseases–conditions/acetabular-fractures/ , accesat in data de 11.02.2019

[38]http://www.lectiadeortopedie.ro/notiuni-de-anatomie/articulatia-soldului/,accesat indata de 13.02.2019 ora 21:44

[39]https://www.corpul-uman.com/2011/01/oase-scheletul-uman-poze-si-imagini-oasele-corpului-uman.html, accesat in data de 12.02.2019

[40] https://en.wikipedia.org/wiki/Trabecula

[41] http://www.ortopediaonline.ro/content/view/56/45/ , accesat in data de 19.02.2019 ora 13:20

[42] http://www.lectiadeortopedie.ro/notiuni-de-anatomie/articulatia-soldului/, accesat in data de 11.02.2019 ora 17:29

[43]https://www.zegetina.ro/Imunitate,-anticancerigene,-antireumatice/Joint-Protex–Produs-naturist-Calivita-51/print.html, accesat in data de 12.04.2019

[44] http://www.lectiadeortopedie.ro/artroza/coxartroza/, accesat in data de 12.02.2019 ora 13:04

[45]http://www.rasfoiesc.com/sanatate/medicina/PROTRUZIE-ACETABULARA-CU-COXAR96.php, accesat in data de 13.02.2019

[46] https://drstefanescu.ro/gab/wp-content/uploads/2016/05/Coxartroza_1.jpg , accesat in data de 12.02.2019 ora 13:33

[47] https://drapostolescu.ro/artroza/necroza-aseptica-de-cap-femural/, accesat in data de 12.02.2019 ora 14:08

[48] https://drapostolescu.ro/artroza/necroza-aseptica-de-cap-femural/, accesat in data de 12.02.2019 ora 15:06

[49] http://mihairascu.ro/proteza-totala-de-sold/, accesat in data de 14.04.2019

[50] accesat in data de 17.05.2019

[51] http://www.revista-informare.ro/showart.php?id=208&rev=7 , accesat in data de 10.04.2019

[52]http://www.scintigrafia.net/scintigrafia-ossea-cosa-e-e-come-si-esegue/ , accesat in data de 10.04.2019

[53]Lucrarea nr. 4 Comportarea biocompozitelor. Analiza fisurilor în materialele cu comportare liniar-elestică- Sl. dr. ing. Drugă Corneliu

[54] Mechanical Behavior of Materials- Marc Andr´e Meyers University of California, San Diego, Krishan Kumar Chawla University of Alabama at Birmingham, Cambridge, ISBN-13 978-0-521-86675-0, 2009

[55] R. Howland, L. Benatar, Practical Guide to Scanning Probe Microscopy, Diane Publishing Company, ISBN: 9780788171260, 1998

[56] Seminar MICROSCOPIA ELECTRONICĂ CU SCANARE,19-11-2010

[57] Caracterizarea filmelor de politiofen obținute în reactori cu plasmă la presiune atmosferică, Teodora Lăcrămioara TESLARU, Iași, 2015

[58] N. Yao, Z. L. Wang, Handbook of Microscopy for Nanotechnology, Kluwer Academic Publishers, ISBN: 1-4020-8003-4, 2005;

[59] P. E. J. Flewitt, R. K. Wild, Physical Methods for Materials Characterisation, Institute of Physics Publishing, United Kingdom, ISBN: 0-7503-0808-7, 2003;

[60] W. C. Nixon, The general principles of scanning electron microscopy, Phil. Trans. Ray. Soc. Lond. B. 261, 45, 1971

[61] A. Bogner et al., A history of scanning electron microscopy developments: Towards ‘‘wet-STEM’’ imaging, 2007;

[62] https://slideplayer.com/slide/9511049/, accesat in data de 12.05.2019

[63] D. B. Williams, C. B. Carter, Transmission Electron Microscopy: A Textbook for Materials Science, Springer, ISBN 978-0-387-76501-3, 2009

[64] M. R. LEE, Transmission electron microscopy (TEM) of Earth and planetary materials: A review, Mineralogical Magazine, 2010

[65] MATERIALE BIOCERAMICE- Conf. dr. ing. Gh. T. Pop, Conf. dr. ing. M. Chiriță, Fiz. M. Rostami, Editura TEHNOPRES, ISBN: 973-98865-2-3, Iași, 2003