Capitolul I: STADIUL ACTUAL PE PLAN NATIONAL SI INTERNATIONAL PRIVIND ELEMENTELE SI SISTEMELE MECANICE DE PROTEZARE A COLOANEI VERTEBRALE CONDUCĂTOR… [304561]

Capitolul I: STADIUL ACTUAL PE PLAN NATIONAL SI INTERNATIONAL PRIVIND ELEMENTELE SI SISTEMELE MECANICE DE PROTEZARE A COLOANEI VERTEBRALE

CONDUCĂTOR DE DOCTORAT:

Prof.Univ.Dr. Ing. GHEORGHE GHEORGHE

Drd. Ing. [anonimizat] – [anonimizat] a [anonimizat] s-a [anonimizat]-[anonimizat]. Pe masura ce s-a [anonimizat] a devenit foarte evidenta.

[anonimizat]. Primele metale ce au indeplinit cerintele de compatibilitate cu tesuturile si rezistenta la coroziune s-au dovedit a [anonimizat] s-au dovedit destul de putin rezistente in cazul aplicarii de tensiuni si sarcini mari. [anonimizat].

[anonimizat]-fiziologic.

[anonimizat], impune astfel abordarea multidisciplinara a [anonimizat]-inginer-chimist fiind baza obtinerii de rezultate valoroase prin cercetare originala ce contribuie la progresul stiintei demonstrata prin publicatii stiintifice.

In jurul anilor 1930, otelul inox cu un continut de crom de 18% si de nichel de 8% a fost folosit pentru prima oara pentru implanturi chirurgicale. Acesta prezinta o [anonimizat]. Adaugarea molibdenului in aliaj au crescut rezistenta la coroziune si au creat baza aliajului Tip 316L care se foloseste si astazi. [anonimizat] 1930, [anonimizat]-molibden ce se folosea la aplicatiile dentare a inceput a fi folosit pentru implanturi chirurgicale.

Titanul a inceput sa fie folosit in scop comercial in anii 1940 si a fost foarte curand asimilat ca material pentru implant chirurgical. Acest metal prezinta o buna combinatie de rezistenta mecanica si rezistenta la coroziune. Primele teste efectuate pe animale au demonstrat proprietatile sale excelente de biocompatibilitate.

Figura 1: Modelul 3D al unui os vertebral discretizat

In figura de mai sus este reprezentata o (re)modelare osoasa 3D care poate fi obtinuta prin mai multe procedee si apoi prelucrata conform necesitatilor echipelor de cercetare. [anonimizat] 3D (un bun exemplu este SolidWorks care are modul de simulare COSMOS ce reprezinta modulul de analiza prin metoda elementului finit (FEM – Finite Element Analysis).

Figura 2: O retea de elemente finite a unei vertebre lombare integrale.

In figura 2 se observa capacitatea aproape nelimitata a software-ului de modelare tridimensionala de a prelucra spatial elementele constitutive ale unui corp vertebral, cu posibilitati aproape nelimitate de calcul de rezistenta si element finit.

Elementele si sistemele constructive pentru bioimplanturi in cazul ortopediei se pot clasifica in 3 mari grupe, si anume:

Implanturi pentru:

Vindecarea fracturilor osoase = implanturi de OSTEOSINTEZA;

Inlocuirea articulatiilor = implanturi de ENDOPROTEZARE;

Substitut biologic pentru os = implanturi de ORTOBIOLOGIE.

Solutii constructive pentru protezarea coloanei vertebrale

Figura 3: solutie constructiva speciala pentru protezarea coloanei vertebrale prezentata in detaliu.

Figura 4: Solutia constructiva din figura de mai sus, asezata in pozitia de implantare pentru coloana vertebrala

Materiale folosite pentru realizarea protezelor:

Materialul folosit pentru realizarea acestei proteze este PEEK (Polyetheretherketone = polieterterketona sau poliketona).

Acesta este un termoplastic cu proprietati mecanice extraordinare. Dintre acestea, mentionam:

Modulul lui Young (modulul de elasticitate) este de 3,6 Gpa;

Rezistenta de rupere la tractiune este de 90 Mpa;

Densitate: 1300 kg/m3;

Alungirea la rupere: 50%;

Punctul de topire se situeaza in jurul valorii de 3500C iar coeficientul de transfer de caldura este de 0,25 W/mK. Coeficientul de alungire specifica este de 1.7*10-5 /K. Pretul acestui tip de material este de 25-50 euro/kg.

Datorita acestor calitati, PEEK este considerat un biomaterial excelent pentru uzul la implanturi medicale. In unele cazuri este folosit in format ranforsat cu fibre de carbon. Folosit in aceasta formula este foarte apreciat si in industria aeronautica.

Este foarte important de retinut faptul ca PEEK are o exceptionala rezistenta in diferite medii, ce include alcali (hidroxozi de sodiu, potasiu si amoniu), hidrocarburi aromatice, alcooli (i.e. etanol, propanol), lubrifianti, etc.

Totusi, comportarea sa in mediul acid depinde foarte mult de tipul de acid, atfel incat PEEK prezinta rezistenta redusa in acizi sulfurici, nitrici, clorhidrici concentrati si alti acizi minerali concentrati.

Capitolul II: SUPORTUL OSOS AL COLOANEI VERTEBRALE COMPATIBIL APLICARII DE IMPLANTURI

De la inceput trebuie mentionat un aspect foarte important in ceea ce priveste tesutul osos si anume acela ca osul poate fi privit ca material din punct de vedere ingineresc, poate fi privit ca tesut din punct de vedere histologic si mai poate fi privit ca organ din punct de vedere anatomo-fiziologic. Complexitatea acestui material, tesutul osos, impune astfel abordarea multidisciplinara a domeniului protezarii, colaborarea medic-inginer-chimist fiind baza obtinerii de rezultate valoroase prin cercetare originala ce contribuie la progresul stiintei demonstrata prin publicatii stiintifice.

PROTEZAREA TESUTURILOR DURE UMANE:

Tesuturile dure umane:

Principalele proprietati fizice ale oaselor sunt:

– rezistenta;

– elasticitatea.

Datorita acestor proprietati, oasele nu se rup atunci cand asupra lor actioneaza diferite forte de presiune sau de tractiune. Aceste forte pot actiona paralel cu axul longitudinal al osului, perpendicular pe suprafata lui si prin torsiune (helicoidal). Astfel, craniul uman poate rezista la presiuni mari in directie bolta-baza fara a se rupe, micsorandu-si cel mult inaltimea (diametrul bazilo-bregmatic) cu 7-8%. Un craniu poate cadea de la o inaltime de 1-2 m pe ciment, fara a se sfarama; el sare ca o minge datorita elasticitatii sale.

Rezistenta la presiune este foarte mare. Ea este de 30 de ori mai mare pe milimetru patrat decat a caramizii, de 2,5 ori mai mare dacat a granitului si se apropie de cea a fierului. Dintre toate materialele tehnice, numai betonul armat poate fi comparat cu osul, atat in privinta rezistentei, cat si a elasticitatii. Aceste proprietati sunt datorate compozitiei chimice a osului, precum si structurii sale macroscopice si microscopice, a
arhitecturii sale interne.

COMPOZITIA CHIMICA A OASELOR:

In compozitia osului intra substante organice si substante minerale (fosfati, carbonati si cantitati foarte mici de fluorura si clorura de calciu). Proportia lor este de aproximativ 35% substante organice si 65% substante minerale.

In general, se poate spune ca substantele organice dau elasticitatea osului, iar sarurile minerale, rezistenta.

Prin mentinerea osului in solutie de 5% HCl, sarurile minerale se dizolva, osul se demineralizeaza, se "decalcifica". El se inmoaie, devine elastic, asemanator cu cauciucul. In structura lui a ramas numai materia organica. Daca se distruge materia organica prin calcinare, osul devine friabil.

Proportia celor doua materiale principale din structura oaselor variaza de la un os la altul. Unele oase care suporta presiuni mai mari sunt mai bogate in saruri minerale. De asemenea, proportia variaza si in raport cu varsta. In copilarie, oasele sunt foarte elastice, deoarece au relativ putine saruri minerale. Procentul acestora creste mult la batranete, cand oasele devin mult mai casabile decat in copilarie.

Orice modificare a constituentilor organici sau anorganici conduce la modifcarea proprietatilor mecanice.

In realizarea unei proteze bine tolerate si complet integrata, functionala si fiabila, trebuie a se tine seama de functiile pe care le indeplineste osul in cadrul acestui ansamblu indivizibil fiziologic care este corpul uman:

Functia de sustinere a trunchiului si extremitatilor, alaturi de muschi, ligamente;

Functia de protectie a creierului, maduvei spinarii, viscerelor toracice

Reprezinta mediul specific tesutului hematopoietic

Asigura homeostazia ionilor minerali, continand:

99% din totalul de Ca2+ din organism

85% din totalul de fosfor

66% din totalul de magneziu

60% din totalul de sodiu

Proteze osoase:

Principiile de design, de selectie a biomaterialelor si criteriile de fabricatie a implanturilor ortopedice sunt aceleasi ca pentru oricare alt produs ce suporta solicitari dinamice. Desi este tentanta inlocuirea tesuturilor naturale cu materiale avand aceeasi densitate si forma, totusi practic nu este usor realizabil, deoarece avantajul tesuturilor vii fata de implanturi – capacitatea de adaptare la noi circumstante prin remodelarea micro si macrostructurii – nu este usor de atins. In general, oboseala mecanica a tesuturilor vii este minima, exceptand cazul unei maladii ce afecteaza procesul natural de vindecare, sau cazul unei suprasolicitari ce depaseste limitele naturale.

In incercarea de inlocuire a unei articulatii, sau cicatrizare a unei fracturi, modalitatea de reparare trebuie efectuata in concordanta cu conditiile naturale.

Astfel, daca osul se cicatrizeaza mai repede cand asupra lui actioneaza forte compresive, in cazul instalarii unui implant trebuie de asemenea conceputa o modalitate care sa asigure o compresie osoasa. In caz contrar, daca tensiunile sunt nocive, trebuie conceput un sistem de inlaturare a acestora.

Se considera ca activitatile osteogenetice si osteoclastice sunt activitati normale in tesutul osos in vivo, intre ele existand un echilibru dinamic aflat in concordanta cu fortele statice si dinamice aplicate. Daca exista o solicitare mai mare, echilibrul se inclina in favoarea activitatii osteogenetice si viceversa.

Desigur, sarcini excesive pot dauna activitatii celulare de remodelare.

Aceasta relatie cauza-efect poate fi pusa in legatura si cu fenomenele piezoelectrice de la nivelul osului, in care potentialele electrice induse prin deformare pot declansa raspunsul de remodelare osoasa. Aceste potentiale aparute in vivo par sa fie o consecinta a potentialelor aparute prin curgerea fluidelor in canaliculele osoase.

Capitolul III: TIPURI DE BIOIMPLANTURI

Mijloace metalice de fixare osoasa

Indiferent de modalitatea de fixare osoasa, prin forte compresive, sau prin forte de tractiune, reductia (repozitionarea anatomica a capetelor fracturii) trebuie sa se faca ferm, fix, astfel incat procesul de cicatrizare sa nu fie impiedicat de micro sau macrodeplasari la nivelul liniei de fractura.

Figura 5: prezentare generala a mijloacelor de fixare metalice

Tehnicile chirurgicale uzuale folosesc pentru fixare diverse dispozitive metalice (aliaje metalice) a caror forma si complexitate variaza in functie de necesitatile operatorii.

Elementele si sistemele metalice constructive pentru bioimplanturi se pot imparte in patru mari categorii:

Sarme

Brose

Tije

Suruburi

Placi metalice pentru fixarea fracturilor

Sarme:

Cea mai simpla modalitate de fixare osoasa foloseste diferite diferite sarme metalice (denumite sarme Kirschner, pentru un diametru < 2,38 mm, sau Steinman pentru un diametru > 2,38 mm), care pot fi folosite pentru a solidariza fragmente osoase.

Sarmele sunt de asemenea folosite pentru reatasarea marelui trohanter in cadrul protezelor de sold, sau in cazul fixarii unor facturi lungi cu traect spiralat aparute la nivel diafizar.

Problema cea mai frecventa este asocierea fenomenului de oboseala cu cel de coroziune al metalelor, care slabesc rezistenta acestora.

In plus, necesitatea ca aceste sarme sa fie rasucite si innodate slabeste cu mai mult de 25% rezistenta acestora, prin efectul de concentrare de tensiuni.

Brose si tije:

Brosele Steinman sunt dispozitive frecvent folosite pentru fixarea endoosoasa, in cazul in care alte modalitati de stabilizare a fracturii sunt dificil de executat.

Varful acestora este astfel proiectat incat sa penetreze facil osul in momentul insurubarii. Canelura broselor difera de cea a suruburilor.

Suruburi:

Suruburile si placile sunt printre cele mai larg folosite dispozitive de fixare osoasa.

Exista doua tipuri de suruburi:

Autofiletante;

Fara autofiletare.

In cazul celui de-al doilea tip, introducerea acestuia este precedata de practicarea cavitatii osoase in care acesta sa fie infiletat. Capacitatea de fixare este asemanatoare pentru ambele tipuri de suruburi, ea nefiind influentata de design-ul filetului, ci numai de diametrul surubului.

Totusi, tensiunile radiale, ce apar intre filetul surubului si os, sunt mai mici in cazul unui filet avand o sectiune sub forma de triunghi cu laturi egale, decat a unui filet cu unghiuri drepte.

Figura 6: Exemplu de suruburi folosite pentru protezarea tesuturilor umane dure

Unghiul de atac al marginii taietoare este de asemenea important in design-ul unui surub. Acest unghi de atac poate fi unghi de atac negativ, unghi de valoare nula sau unghi de atac pozitiv.

Unghiurile pozitive implica forte mai mari, dar cu dezvoltarea de temperaturi mai mici, in timp ce efecte opuse se obtin in cazul unui unghi negativ de atac.

Aproape toate suruburile folosesc, de regula, un unghi de atac pozitiv, in timp ce burghiele utilizate in ortopedie, supuse unor sarcini mecanice importante, au unghiuri de atac negative.

Tesuturile imediat adiacente surubului se necrozeaza adesea si se resorb, insa in cazul in care surubul este mentinut timp indelungat, tesutul necrozat este inlocuit treptat de un tesut viu.

Placi metalice pentru fixarea fracturilor

Placi pentru oase cu corticala:

Exista multiple tipuri de forme si dimensiuni ale placilor metalice pentru fixarea fracturilor. Acestea se pot imparti in urmatoarele categorii:

Placa tip Richard – Hirschorn;

Placa tip AO;

Placa tip Sherman;

Placa tip Egger.

Deoarece fortele musculare sunt foarte mari, generand momente de incovoiere considerabile, placile trebuie sa fie foarte rezistente, lucru valabil mai ales in cazul celor folosite pentru femur sau tibie.

In timpul activitatilor curente, la nivelul epifizei proximale a femurului pot sa apara momente de incovoiere superioare capacitatii de rezistenta a placii. De aici rezulta necesitatea impunerii unor restrictii de miscare, cel putin pentru stadiile de debut ale cicatrizarii.

Figura 7: Exemplu de placuta folosita la protezare, realizata de Ulrich Medizintechnik, Germania

O importanta deosebita a are fixarea placii in suruburi, mai ales in cazul in care acestea se pot deforma la insurubare, facilitand ruperea lor ulterioara prin coroziune.

Un efect similar de fixare si compresie se poate obtine si printr-un sistem placa cu suruburi cu autotractiune, tractiunea facandu-se in sensuri convergente.

In mod traditional, formarea unui calus exuberant era considerat ca un semn favorabil, esential pentru cicatrizare. In cazul folosirii placilor, acest eveniment este nedorit, intrucat el inglobeaza sistemul de fixare facand posibila aparitia fracturilor ca urmare a traumatismului exercitat in momentul scoaterii placii si suruburilor. Acest fapt se datoreaza preluarii de catre placa a fortelor aparute in os, cu imposibilitatea formarii, conform legii lu Wolff, a unui calus cu o structura si rezistenta normala, osul subiacent placii fiind in acest fel resorbit (“stress-shield effect”).

Pentru a se inlatura acest efect au fost concepute placi resorbabile din acid poliglicolic (PGA), sau acid polilactic (PLA), care, insa, prezinta deficiente din punct de vedere al fabricarii de suruburi rezistente din acelasi material, cat si din punct de vedere al ratei de resorbtie. In plus, folosirea acestor tipuri de materiale termoplastice necesita o aparatura chirurgicala suplimentara si costisitoare.

Placi metalice pentru oase spongioase:

O grija deosebita trebuie acordata fixarii oaselor de tip spongios, care au densitati si rezistente mai mici decat oasele de tip cortical. Un exemplu de fixare la nivelul epifizelor (capatul unui os de tip lung), este cel de fixare prin folosirea combinata a suruburilor, placilor si buloanelor.

Volumul de material metalic, necesar in acest caz, este mai mare, posibilitatea aparitiei infectiei in zona de implant fiind astfel mult crescuta.

Uneori este posibila fixarea unei fracturi aparute in acest tip de os doar prin intermediul suruburilor, cel mai adesea, insa, pentru pacienti tineri care au o masa de tesut osos trabecular mai mare.

Dispozitive intramedulare:

Dispozitivele intramedulare sunt folosite pentru fixarea fracturilor oaselor lungi.

Aceste dispozitive sunt introduse fix intramedular, fixand linia de fractura prin impiedicarea miscarilor de rotatie si prin dezvoltarea unor forte radiale in interiorul cavitatii.

In comparatie cu fixarea prin placi, dispozitivele intramedulare au o capacitate mai mare de a rezista la fortele de incovoiere, dar au, se pare, dezavantajul ca distrug partial vascularizatia osului, pastrand insa intact periostul.

Un alt avantaj al fixarii intramedulare este faptul ca nu necesita incizii chirurgicale importante, implantul putandu-se introduce printr-o incizie de mici dimensiuni.

Au fost facute studii aprofundate referitoare la aportul sanguin intramedular si interventia lui in rata cicatrizarii, avand in vedere distrugerile vasculare care apar in momentul insertiei dispozitivului.

Este bine stabilit faptul ca exista 3 surse de aport sanguin osos:

Arterele nutritive – care patrund diafizar si se ramifica intramedular;

Arterele metafizare;

Arterele periostale.

In momentul fracturii, vascularizatia tesuturilor moi adiacente devine mai activa, suplinind distrugerile care se produc odata cu introducerea tijei intramedulare.

De asemenea se pare ca dispozitivele cu placa si cuie, in functie de localizarea lor, pot sa diminueze vascularizatia mai mult decat dispozitivele intramedulare si deci, in consecinta, cicatrizarea osoasa.

Exista mai multe tipuri de dispozitive intramedulare, cel mai adesea clasificate in functie de sectiunea lor transversala – circulara, in cruce, romboidala, etc. – care determina rezistenta la incovoiere si torsiune.

Sectiunile in cruce sau romboidale prezinta o rezistenta mai mare la torsiune decat tijele cu sectiune trilobat deschisa. Totusi, la indoire, aceasta din urma arata o rezistenta mai mare datorita inertiei de indoire mai mare.

Tijele intramedulare sunt adesea aplatizate la un capat pentru a putea fixa fracturi ale gatului femural sau fracturi intertrohanteriene, purtand denumirea de cui – placa.

Exista mai multe tipuri de sectiuni pentru impiedicarea miscarilor de rotatie.

Cu exceptia formei in V, toate celelalte tipuri prezinta central un orificiu de ghidare.

Dispozitive de fixare a coloanei vertebrale:

Cand elementele osoase ale coloanei vertebrale sunt deformate, aparand o marire a dimensiunilor anterioare fata de cele posterioare, deformatia se numeste lordoza, situatia opusa purtand denumirea de cifoza.

Figura 8: Solutie constructiva pentru reabilitarea coloanei vertebrale; solutie constructiva conceputa de Ulrich Medizintechnik, Germania

Aceste deformari genereaza curburi ale coloanei, convexitatea fiind situata anterior, respectiv posterior. Deformarile cu aparitia unor curburi laterale poarta denumirea de scolioze. In deformarile foarte severe sunt necesare dispozitive de reducere si de corectie fie externa, fie interna.

Problemele principale care apar in cazul acestor dispozitive:

Cedarea prin oboseala, care apara datorita fortelor importante pe care le au de suportat;

Necroza care apare la nivelul vertebrelor;

Implantarea unui mare numar de placi, cuie si suruburi, necesare pentru corectie.

Figura 9: Elemente pentru fixare inter si intra vertebrala. Se observa santurile speciale pentru o mai buna fixare pe os (mai ales daca acesta prezinta osteoporoza)

Problema semnalata aici, aceea de implantarea unui mare numar de placi, cuie si suruburi, necesare pentru corectie a fost rezolvata odta cu aparitia a doi factori importanti de progres in protezare:

Cercetarea, dezvoltarea si producerea cimenturilor osoase si a altor materiale biocompatibile cum ar fi termoplasticele, polimerii organici.

Cercetarea, dezvoltarea si testarea clinica a unor metode noi de abord chirurgical minim invaziv, ce permite accesul in orice punct al coloanei vertebrale cu instrumente speciale pentru injectare de ciment in cavitati osoase ce urmeaza a fi restaurate.

Figura 10: Implanturi pentru coloana vertebrala de dimensiuni 10, 12, 14, 16 mm, functie de dimensiunile corpului verteberal (vertebrele lombare sunt cele mai late)

In cele ce urmeaza ne vom referi strict la elemente si sisteme constructive pentru bioimplanturi osoase utilizate in ortopedie, cu extindere la neurochirurgia coloanei vertebrale.

Coloana vertebrala umana este un sistem extraordinar de elemente constructive cu o geometrie deosebita, denumite vertebre.

Figura 11: Pentru modelul de implant de mai sus (titan) sunt uzuale doua lungimi: 20 si 26 mm

Figura 12: Acelasi model de implant in care se evidentiaza forma si latimea: 12 si 15 mm

Capitolul IV: ELEMENTE SI SISTEME COMPLEXE DE STABILIZARE VERTEBRALA

În anii 1970, înlocuirea cu cement osos a devenit un standard al tratării tumorilor cu celule de tip gigant precum și a altor tumori osoase benigne. (Vidal J, Mimran R, Allieu Y, et al: “Plastie de comblement par metacrylate de methyle traitment des certaines tumeurs osseuses benignes”. Montpellier Chir 1969;15:389-397 ; O’Donnell RJ, Springfield DS, Motwani AK, et al: “Recurence of giant cell tumors of the long bones after curretage and packing with cement.” J Bone Joint Surg [Am] 1994;76:1827-1833).

Aceasta este o procedură chirurgicală deschisă pe parcursul căreia tumorile benigne sunt îndepărtate după care cavitatea astfel formată este umplută cu cement. La mijlocul anilor 1980, Dr. Herve Deramond, neuroradiolog intervenționist francez, a efectuat prima vertebroplastie pentru a trata un hemangiom (o tumoare benignă a vaselor sanguine) spinal dureros. (Gailbert P, Deramond H, Rosat P, et al: “Note preliminaire sur le traitment des angiomes vertebraux par vertebroplastie percutanee.” Neurochirurgie 1987;33:166-168). Pe baza constatărilor de la cementarea ce urmează eliminării unor tumori benigne, Dr. Herve Deramond a efectuat o injectare de cement osos polimetilmetacrilat (PMMA = polymethylmethacrylate) reușind astfel să amelioreze durerea. Această procedură a devenit cunoscută sub numele de vertebroplastie. Dr. Herve Diamond a extins tratamentul astfel încât să includă și pacienții cu fracturi metastazice dureroase vertebrale prin compresie și, mai târziu, fracturi osteoporotice dureroase, cu rezultate excelente. Primele vertebroplastii au fost consemnate în Statele Unite ale Americii în 1995.

Majoritatea vertebroplastiilor din Statele Unite ale Americii s-au efectuat pentru fracturi dureroase ale corpilor vertebrali prin compresie. (Jensen ME, Evans AJ, Mathis J, et al: “Percutaneous polymethyl methacrylate vertebroplasty in the treatment of osteoporotic vertebral compression fractures: Technical aspects.” AJNR Am J Neuroradiol 1997;18:1897-1904 ; Ghangi A, Kasther BA, Dietemann JL: “Percutaneous vertebroplasty guided by a combination of CT and fluoroscopy.” AJNR Am J Neuroradiol 1994;15:83-86 ; Cotton A, Bouty N, Cortet B, et al: “Percutaneous vertebroplasty, state of the art.” Radiographics 1998;18:311-320 ; Kammerlen P, Thiesse P, Jonas P, et al: “Percutaneous injection of orthopedic cement in metastatic vertebral lesion (letter).” N Engl J Med 1989;321:121). Totuși, câteva intervenții de acest gen se efectuează și pentru vertebre comprimate ca urmare a unei boli metastatice (în mod particular pentru metastaze osteolitice), mielom multiplu (proliferare malignă, de origine necunoscută, a plasmocitelor în măduva osoasă; a se vedea: Cotton A, Bouty N, Cortet B, et al: “Percutaneous vertebroplasty, state of the art.” Radiographics 1998;18:311-320 ; Lapras C, Mottolese C, Peruty R, et al: “Injection percutanee de methyl-methacrylate dans le traitement de osteoporose et l’osteolyse vertebrale grave (technique de P. Gailbert).” Ann Chir 1989;43:371-376 ; Deramond H, Debussche C, Pravo JP, et al: “La vertebroplastie.” Feuillets de Radiol 1990;30:262-268 ; Weil A, Chiras J, Simon JM, et al: “Spinal metastasis: Indications for and results of percutaneous injection of acrylic surgical cement.” Radiology 1996;199:241-247) , hemangioame dureroase (a se vedea Tabelul 1 și Deramond H, Darrasson R, Gailibert P: “Percutaneous vertebroplasty with acrylic cement in the treatment of aggressive spinal angiomas.” Rachis 1989;1:143-153 ; Cotton A, Deramond H, Cortet B, et al: “Preoperative percutaneous injection of methyl methacrylate and n butyl cyanoacrylate in vertebral hemangiomas.” AJNR Am J Neuroradiol 1996;17:137-142).

La începutul anilor 1990, a fost dezvoltată o variantă modificată de vertebroplastie ce va deveni cunoscută sub numele de kyfoplastie. În cadrul acestei proceduri, se folosește un instrumentar deosebit, si anume:

IBT – Inflatable Bone Tamp = Dispozitiv de Creare Cavitate – DCC

BFD – Bone-Filler Device = Dispozitiv de Umplere a Osului – DUO

Large-bore needles = ace cu diametru interior mare

Guide pin = tija de ghidare

Blunt dissector = disector

Cannula = canula

3.3 mm hand drill = burghiu manual 3.3 mm

In cele ce urmeaza este prezentat sistemului KYPHON, utilizat pentru a repozitiona vertebrele in cazul fracturilor de coloana produse prin compresie. Prezentarea sistemului KYPHON consta in: prezentarea instrumentarului necesar pentru aplicarea metodei si modul de acces la locul fracturii cu ajutorul sistemul KYPHON de osteo-introducere si sistemului KYPHX gonflabil de departare (indepartare) a oaselor vertebrei fracturate.

In plus, sunt prezentate detalii privind modul de interventie, functie de morfologia fracturii, greseli frecvente care pot fi facute, instrumentarul suplimentar ce poate fi utilizat, precum si modul de prelevare a unei biopsii osoase.

Fractura de vertebra este de obicei caracterizata de o compresiune sau o tasare a corpului vertebrei, ceea ce poate conduce la o reducere a inaltimii, generându-se astfel o cifoza.

INSTRUMENTARUL NECESAR

Sistemul gonflabil KYPHX de indreptare (departare) a oaselor, este proiectat pentru a repozitiona oasele, si pentru crearea unui loc liber in cazul fracturilor de coloana, tibie, radius si calcaneu.

Figura 13

Sistemul KYPHX de osteo-introducere este folosit numai pentru a permite accesul percutant al chirurgului la osul afectat.

Figura 14

Dispozitivul de injectare a cimentului KYPHX, se utilizeaza pentru introducerea in spatiul creat cu ajutorul sistemului gonflabil a unor articole de umplutura (cimenturi).

Figura 15

In ceea ce priveste dispozitivul KYPHX de prelevare a biopsiei, acesta este proiectat, dupa cum ii arata si numele, pentru obtinerea unui specimen (proba) pentru biopsie.

Figura 16

Sistemul avansat KYPHX, de osteo-introducere, este proiectat tot numai pentru accesul percutant in zona fracturii.

Elemente modulare de stabilizare vertebrala:

Figura 17: Element de protezare avansat reglabil pentru protezarea la nivel de corp vertebral

Figura 18: Sistem mecanic ajustabil de fixare ce foloseste o combinatie de placute, suruburi, elemente de sustinere incarcari mecanice, surub special de reglare, realizat de Ulrich Medizintechnik, Germania

Capitolul V: FIXAREA BIOIMPLANTURILOR

Probleme de interfata in implanturile ortopedice:

Exista mai multe modalitati de fixare a implanturilor ortopedice:

1 – fixare mecanica pasiva, care permite o miscare relativa intre implant si suprafata tisulara;

2 – fixare mecanica activa, folosind suruburi, sarme, cuie, tije si ciment osos;

3 – fixare biologica, prin stimularea cresterii osoase in implanturile poroase sau cu suprafata texturata;

4 – fixare chimica directa intre suprafetele tisulare si suprafata implantului

De asemenea, pot fi luate in considerare si tehnicile mai noi, cum ar fi:

– stimularea electrica;

– stimularea prin camp electromagnetic pulsatoriu;

– stimularea chimica prin folosirea fosfatului de calciu;

– fixarea directa folosindu-se ceramici amorfe;

– fixare directa folosindu-se ceramici amorfe sau particule resorbabile impregnate in ciment osos.

Principala cauza a deteriorarii implanturilor este degradarea materialelor folosite, care, in ultima instanta, reprezinta o problema de interfata.

Fixarea prin ciment osos

Acest tip de fixare genereaza 2 interfete:

Interfara os-ciment;

Interfata ciment-implant.

Problemele apar pentru ambele tipuri de interfete, rata de deteriorare fiind de aproximativ 10% in ambele eventualitati.

Problemele aparute la interfata ciment-implant pot fi reduse prin preacoperirea metalului cu ciment osos, sau polimer PMMA (polymethyl methacrylate – polimetilmetacrilat), la care cimentul osos folosit in timpul operatiei poate adera mult mai rapid si mai usor.

Problema interfetei ciment – os este mai greu de rezolvat, datorita proprietatilor intrinseci ale celor doua substante, cat si datorita tehnicilor chirurgicale de cimentare.

Toxicitatea monomerului, fragilizarea in timp a cimentului, cat si aparitia porilor la turnarea in cavitatea creata, contribuie la degradarea interfetei os – ciment.

Problema interfetei os – ciment poate fi solutionata prin stimularea cresterii osoase. Astfel, cimentul osos poate fi folosit ca mediu pentru fixarea initiala, dar, in acelasi timp, sa stimuleze si cresterea osoasa caracteristica, care se poate obtine prin incorporarea unor particule resorbabile cum ar fi particulele de os anorganic.

Studiile histologice au demonstrat ca eficacitatea maxima a cresterii osoase are loc cand se folosesc particule resorbabile osoase, integrate in cimentul osos in proportie de 30%. Concentratii mai mari reduc drastic rezistenta mecanica a cimentului.

Fixarea biologica

Incepand cu 1963, de cand Smith a creat un substituent osos format din alumina ceramica poroasa impregnata cu rasina epoxi (Cerocium), s-au facut eforturi permanente pentru crearea unei interfete viabile intre tesut si implant. Desi materialul prezenta o buna aderenta la tesuturi, dimensiunile reduse ale porozitatilor (in medie de 18 micrometri) erau prea mici pentru a permite cresterea in interiorul lor a tesutului osos.

Pentru cresterea osoasa, porii trebuie sa fie mai mari de 75 de micrometri, astfel incat sa permita dezvoltarea normala a osteoanelor.

In plus, in conformitate cu legile lui Wolf, tesutul osos dezvoltat in interiorul acestor pori intercomunicanti, trebuie sa fie supus unor anumite forte mecanice, prevenindu-se astfel resorbtia acestuia.

O alta dificultate o reprezinta timpul indelungat de imobilizare necesar pentru cresterea tesutului osos, perioada in care pacientul nu poate folosi zona protezata, existand de asemenea si riscul aparitiei unor infectii.

Exista, de asemenea, si riscul unor distrugeri de tesut osos nou creat, ca urmare a unor sarcini prea mari la care acesta este supus. Mai mult, se pare ca acoperirea cu material poros a protezei diminueaza rezistenta protezei. In cazul implanturilor metalice exista si riscul unei corodari intense a suprafetei acestora.

In incercarea de a inlatura aceste probleme au fost propuse urmatoarele solutii:

Preacoperirea suprafetei metalice poroase cu materiale ceramice, carbon, sau, mai eficient, cu hidroxiapatita ceramica. Aceasta metoda este dificil de realizat, datorita dificultatii de patrundere in porii materialului metalic, cat si datorita diferentelor de dilatare termica a celor doua tipuri de materiale;

Preacoperirea cu materiale poroase polimerice. Teoretic aceasta metoda este mai buna, avand doua avantaje fata de metoda discutata anterior: in primul rand, materialul polimeric este capabil sa transfere sarcini de la implant catre tesutul osos intr-un mod gradual; in al doilea rand, aceasta metoda reduce coroziunea metalului. Problema majora a acestei metode o constituie rezistenta scazuta la interfata polimer – metal, mai ales in cazul unor incercari dinamice.

Stimularea electrica sau electromagnetica a cresterii osoase. Aceasta tehnica foloseste curent continuu, care accelereaza cresterea tesutului osos. Efectul este foarte accentuat in stadiile primare ale vindecarii, diminuandu-se ulterior. Problema pe care aceasta metoda o ridica este modul invaziv de implantare a electrozilor. Campurile electromagnetice pulsatorii reprezinta o metoda mai buna, avand in vedere ca ele actioneaza extracorporal.

Stimularea cresterii osoase prin substante specifice. In acest scop au fost folosite proteine ale matricei osoase sau cristale de hidroxiapatita, care au fost dispuse in jurul implantului poros. Acest lucru se intampla intrucat nu intotdeauna este posibil sa se creeze o cavitate in os care sa corespunda intocmai formei si volumului protezei. In plus, aceste substante inlatura microdeplasarile protezei dupa implantare.

Fixarea directa os – implant

Prin utilizarea catorva tipuri de sticle ceramice, s-a presupus capacitatea de legare directa a implanturilor de os, datorita unor proprietati de disolutie selectiva a stratului superficial al implantului. Cu toate acestea, nu s-a reusit inca o acoperire de calitate a suprafetelor metalice, sticla ceramica utilizata fiind prea fragila pentru a fi folosita in implanturi.

Figura 19: Exemplul de fixare a unui element complex de protezare la nivelul coloanei vertebrale

Fixarea pasiva

Aceasta tehnica a fost aplicata in circumstante limitate, pentru articulatiile soldului si degetelor. Datorita modului de solicitare predominant compresiva, se folosesc metode de fixare care utilizeaza suprafete perfect congruente ce limiteaza miscarea. Aceasta tehnica se foloseste in cazul protezelor ceramice cu suprafete si volum mare, datorita fragilitatii materialului folosit.

Aceasta modalitate de fixare are ca principala calitate distributia fortelor in mod uniform, cat si inducerea formarii unei membrane de colagen care fixeaza, odata in plus, implantul, dar care nu poate impiedica scufundarea treptata a acestuia in timp sub efectul incarcarilor continue constante.

Fixarea pasiva la nivelul articulatiilor degetelor a protezelor, cum ar fi proteza tip Swanson, se bazeaza pe dezvoltarea unei membrane de colagen intre proteza si os, pe care proteza poate insa aluneca.

Acest tip de fixare asigura o rigiditate minimala a articulatiei, dar o face insa incapabila de a rezista la solicitari mari. In concluzie, o fixare cat mai solida a implantului este de dorit pentru o fiabilitate cat mai crescuta.

O alta problema este ridicata de longevitatea implantului, mai ales in cazul tinerilor care sufera implantari datorita unor procese traumatice si nu datorita unora degenerative (artrozice).

Este astfel posibil, ca in decursul vietii, care a devenit din ce in ce mai indelungata, un pacient sa suporte protezari succesive ale aceleiasi articulatii, fie ca urmare a unui deficit al materialului folosit, al tehnicii chirurgicale, sau al modului de folosinta al protezei.

Figura 20: sistemul de fixare tip implant pentru coloana vertebrala, realizat intr-o formula inovativa cu suruburi articulate (a se vedea figurile de mai jos pentru detalii)

Figura 21: imagine marita pentru a se observa ideea constructiva de realizare a unui surub cu articulatie si inel in vederea implantarii pentru protezarea coloanei vertebrale

Figura 22: model comparativ realizat prin FEM (Finite Element Analysis – Analiza Elementului Finat) in care se observa incarcarea foarte mare in dreapta imaginii pentru un sistem fara articulatie a surubului, iar in stanga se observa descarcarea foarte mare (tensiuni foarte mici atat in os cat si in implant) in cazul utilizarii unui sistem cu suruburi articulate

Figura 23: surubul de fixare este acoperit cu un strat de fosfat de calciu foarte rezistent cu grosimea de 20 de micrometri

Metode mecanice de introducere a implanturilor

Figura 24: Varianta constructiva de introducere laterala a implanturilor din titan; se observa stiftul de prindere pentru siguranta in manipulare

Atat mijloacele de fixare cat si elementele si sistemele constructive pentru bioimplanturi suporta un grad foarte mare de specializare, functie de zona anatomica in care se efectueaza implantul.

Elementele si sistemele constructive pentru bioimplanturi influenteaza mijloacele de fixare si de abord chirurgical si invers, mijloacele de fixare, instrumentele si tipul abordului chirurgical influenteaza tipul de element constructiv ce poate fi manipulat in interiorul pacientului.

In loc de incheiere, trebuie mentionat ca studiile de piata in regiune Europa au relevat faptul ca, numai in domeniul stabilizarii posterioare a coloanei vertebrale toracice si lombare este mai mare de 70 – 90 milioane de euro.

Mediile stiintifice, medicale si de business prevad ca protezarea tesuturilor dure in general si protezarea coloanei vertebrale in particular, este o piata in crestere, reprezinta o oportunitate de piata. Procesul de crestere este dinamic si este estimat la un procent de 5 – 25 % anual.

Consideratii finale

Luand in considerare toate aceste aspecte stiintifice, ingineresti, medicale si de marketing, continuarea studiului si alocarea de resurse de cercetare este privita ca un efort de integrare a cercetarii stiintifice romanesti in Aria Europeana a Cercetarii si in cea mondiala, prin crearea de noi cunostinte stiintifice si realizarea de noi produse competitive pe piata comuna europeana, in conditii de concurenta reale.

Capitolul VI: Simulare FEM (Finite Element Analysis) a incarcarilor si deplasarilor corpului vertebral cu vizualizarea interfetei implant – tesut

INTRODUCERE

Studiul static și cinematic al oaselor și articulațiilor umane reprezintă un domeniu de interes pentru medici și ingineri deopotrivă. Actualmente nu există suficiente date cinematice, dinamice și morfologice pentru oase și articulații, iar datele existente nu oferă un grad suficient de mare de precizie.

Scopul principal al modelării virtuale a corpilor vertebrali este analiza tensiunilor mecanice din țesuturile osoase și din elementele de restaurație a vertebrelor osteoporotice. Astfel de informații prezintă importanță pentru alegerea soluției optime în ceea ce privește parametrii specifici tehnicii de kyfoplastie și tensiunile mecanice pe care această tehnică le provoacă în țesuturile adiacente.

Pe de altă parte, identificarea și evaluarea zonelor de risc în ceea ce privește posibila deteriorare ulterioară a vertebrelor „restaurate” este foarte utilă pentru îmbunătățirea tehnicilor și a soluțiilor constructive actuale.

Obiectivul principal al etapei curente este stabilirea soluției optime chirurgicale prin crearea de modele numerice (prin discretizare cu elemente finite) și simularea computerizată. Acest lucru presupune în primul rând studierea tensiunilor mecanice și a deformațiilor ce apar în masa osoasă dar și în volumul de PMMA (polimetil metacrilat) injectat în corpul vertebrelor.

Rezultatul final dorit este găsirea unor soluții optime de „implantare” care să conducă la distribuirea cât mai uniformă a efortului în țesutul osos astfel încât la același efort exercitat pe elementele de reconstrucție să se obțină tensiuni echivalente cât mai apropiate de tensiunile dezvoltate în vertebrele sănătoase.

In termeni matematici FEA, (metoda cu element finit) reprezinta o tehnica numerica de rezolvare a problemelor pe baza unui set de ecuatii diferentiale. Serefera la acele probleme care apar in mod uzual in multe domenii ale ingineriei, cum ar fi proiectarea masinilor, acustica, electromagnetism, mecanica, dinamica fluidelor si altele. In ingineria mecanica, FEA este utilizata in special pentru rezolvarea problemelor structurale, de vibratii sau termice.

FEA nu reprezinta numai un instrument disponibil pentru analiza numerica. Alte metode numerice folosite in inginerie includ Metoda Diferentei Finite (FDM), Metoda Elementelor Limita (BEM) sau Metoda Volumelor Finite (FVM). In orice conditii datorita versatilitatii si eficientei, FEA domina actual piata analizei in domeniul ingineresc, in timp ce alte metode au devenit aplicatii de nisa. Folosind FEA, se pot analiza orice forme, se pot pune diferite conditii pentru a „idealiza” geometria si obtine rezultate cu acuratetea dorita, Teoria FEA, formularea numerica a problemelor si metoda de rezovalre sunt complet transparente pentru utilizatori in conditiile implementarii unui soft modern, cum este si COSMOSWorks.

Un instrument puternic de analiza FEA, este folosit pentru a rezolva probleme pe un interval larg, de la simplu la complex. Inginerii proiectanti utilizeaza FEA in timpul procesului de proiectare pentru a analiza „design-in-progress”. Impunerile de timp si disponibilitatea limitata a produselor, cer multe simplificari in procesul de analiza. La celalalt capat al intervalului FEA rezolva probleme complicate, de tipul „crash test” dinamic pentru autovehicule, turnarea metalului, analiza biostructurilor.

Privitor la complexitatea proiectului sau a domeniului de aplicatie pasii fundamentali in FEA sunt aceiasi indiferent daca este vorba de o analiza structurala, termica sau acustica. Punctul de inceput ete reprezentat de modelul geometric, in cazul nostru piesa sau ansamblul SolidWorks. Acestui model ii sunt asignate proprietati de material, sunt definite incarcari si restrictii. Pasul urmator reprezinta discretizarea modelului pentru analiza, ca in orice situatie cand se foloseste un intrument de analiza bazat pe aproximari numerice.

Procesul de discretizare, cunoscut si ca „meshing” imparte geometria in forme simple de dimensiuni mici, numite elemente finite. Acestea sunt numite „finite” pentru a sugera faptul ca nu sunt infinitezimal de mici dar rezonabil de mici in comparatie cu dimensiunile modelului.

Cand se lucreaza cu elemente finite, FEA aproximeaza solutia dorita (de exemplu dimensiuni sau tensiuni) pentru intregiul model ca ansamblu cu solutii simple pentru ficare element. Din punct de vedere al FEA, fiecare aplicatie necesita urmatorii 3 pasi:

Preprocesare

Tipul analizei (static, termica, frecventa, etc), proprietati de material, incarcari si restrictii, sunt definite pentru a „sparge” modelul in element finite.

Solutie

Calculul rezultatelor

Postprocesare

Analizarea rezultatelor.

Vom urmari acesti 3 pasi la fiecare utilzare a COSMOSWorks.

Din perspectiva metodologica, a FEA, se parcurg urmatorii pasi:

1. Construirea modelului matematic

2. Construirea modelului cu element finit

3. Rezolvarea modelului cu element finit

4. Analizarea rezultatelor.

Analiza cu COSMOSWorks, porneste prin geometria reprezentata de modelul SolidWorks fie piesa fie ansamblu. Geometria trebuie sa fie discretizabila in elemente finite coreste si rezonabil de mici. Prin dimensiuni mici nu ne referim la marimea elementului ci la numarul elemetelor din mesh. Cerinta de discretizare are implicatii foarte importante. Trebuie sa ne asiguram ca geometria CAD este intr-adevar discretizabila, pentru a obtine rezultatele corecte, cum ar fi deplasari, tensiuni, distributia temperaturii, etc.

Mesharea numita mai precis discretizare este ceea ce converteste un model matematic intr-un model element finit pregatit pentru a fi solutionat. Ca metoda de element finit discretizarea realizeaza doua taskuri. Mai intai inlocuieste modelul continuu cu unul discretizat. Astfel discretizarea reduce problema la una cu un numar finit de necunoscute pretabila a fi rezolvata prin metode matematice corespunzatoare. Al doilea task este reprezentat de solutia dorita (altfel spus deplasari sau temperaturi) ca un ansamblu de functii polinomiale simple definite individual pentru elemente.

Elementele si sistemele constructive metalice pentru bioimplanturi au fost folosite pentru a inlocui si restaura parti anatomice de foarte multa vreme, dar inainte de introducerea tehnicilor chirurgicale aseptice succesul lor s-a dovedit destul de limitat, aceasta datorandu-se infectiilor post-operatorii. Pe masura ce s-a reusit controlul asupra infectiilor, relatia directa dintre proprietatile de material si succesul chirurgiei de implant a devenit foarte evidenta.

Compatibilitatea tisulara, rezistenta la coroziune si rezistenta materialului au devenit caracteristicile de baza de luat in considerare la proiectarea unui implant. Primele metale ce au indeplinit cerintele de compatibilitate cu tesuturile si rezistenta la coroziune s-au dovedit a fi metalele nobile precum aurul si argintul, insa s-au dovedit destul de putin rezistente in cazul aplicarii de tensiuni si sarcini mari. Metale precum alama, cuprul si otelul au rezistenta mecanica pentru numeroase aplicatii dar au rezistenta mica la coroziune si biocompatibilitate redusa.

De la inceput trebuie mentionat un aspect foarte important in ceea ce priveste tesutul osos si anume acela ca osul poate fi privit ca material din punct de vedere ingineresc, poate fi privit ca tesut din punct de vedere histologic si mai poate fi privit ca organ din punct de vedere anatomo-fiziologic.

Complexitatea acestui material, tesutul osos, impune astfel abordarea multidisciplinara a domeniului protezarii, colaborarea medic-inginer-chimist fiind baza obtinerii de rezultate valoroase prin cercetare originala ce contribuie la progresul stiintei demonstrata prin publicatii stiintifice.

In jurul anilor 1930, otelul inox cu un continut de crom de 18% si de nichel de 8% a fost folosit pentru prima oara pentru implanturi chirurgicale. Acesta prezinta o buna rezistenta mecanica, rezistenta la coroziune si sunt bine tolerate din punct de vedere biologic. Adaugarea molibdenului in aliaj au crescut rezistenta la coroziune si au creat baza aliajului Tip 316L care se foloseste si astazi. De asemenea, in 1930, aliajul de turnare cobalt-crom-molibden ce se folosea la aplicatiile dentare a inceput a fi folosit pentru implanturi chirurgicale.

Titanul a inceput sa fie folosit in scop comercial in anii 1940 si a fost foarte curand asimilat ca material pentru implant chirurgical. Acest metal prezinta o buna combinatie de rezistenta mecanica si rezistenta la coroziune. Primele teste efectuate pe animale au demonstrat proprietatile sale excelente de biocompatibilitate.

In figura 1 este reprezentata o (re)modelare osoasa 3D a unei vertebre lombare care poate fi obtinuta prin mai multe procedee si apoi prelucrata conform necesitatilor echipelor de cercetare.

Figura 1

Printre aceste procedee este inclusa prelucrarea de imagini CT, transformarea in nor de puncte si remodelare prin programe de proiectare 3D (un bun exemplu este SolidWorks care are modul de simulare COSMOS ce reprezinta modulul de analiza prin metoda elementului finit (FEM – Finite Element Analysis).

In Figura 2 este prezentata o retea de elemente finite a unei vertebre lombare integrale, cu evidentierea posibilitatii de meshare volumetrica

Figura 2

In figura 2 se observa capacitatea aproape nelimitata a software-ului de modelare tridimensionala de a prelucra spatial elementele constitutive ale unui corp vertebral, cu posibilitati aproape nelimitate de calcul de rezistenta si element finit.

Elementele si sistemele constructive pentru bioimplanturi in cazul ortopediei se pot clasifica in 3 mari grupe, si anume:

Implanturi pentru:

Vindecarea fracturilor osoase = implanturi de OSTEOSINTEZA;

Inlocuirea articulatiilor = implanturi de ENDOPROTEZARE;

Substitut biologic pentru os = implanturi de ORTOBIOLOGIE.

Capitolul VII: MODELAREA 3D SI ANALIZA CU ELEMENT FINIT FEA

De la inceput trebuie mentionat un aspect foarte important in ceea ce priveste tesutul osos si anume acela ca osul poate fi privit ca material din punct de vedere ingineresc, poate fi privit ca tesut din punct de vedere histologic si mai poate fi privit ca organ din punct de vedere anatomo-fiziologic. Complexitatea acestui material, tesutul osos, impune astfel abordarea multidisciplinara a domeniului protezarii, colaborarea medic-inginer-chimist fiind baza obtinerii de rezultate valoroase prin cercetare originala ce contribuie la progresul stiintei demonstrata prin publicatii stiintifice.

PROTEZAREA TESUTURILOR DURE UMANE:

Tesuturile dure umane:

Principalele proprietati fizice ale oaselor sunt:

– rezistenta;

– elasticitatea.

In figura 3 este prezentat un corp vertebral toracic realizat cu ajutorul programelor CAD 3D

Figura 3

Datorita acestor proprietati, oasele nu se rup atunci cand asupra lor actioneaza diferite forte de presiune sau de tractiune. Aceste forte pot actiona paralel cu axul longitudinal al osului, perpendicular pe suprafata lui si prin torsiune (helicoidal). Astfel, craniul uman poate rezista la presiuni mari in directie bolta-baza fara a se rupe, micsorandu-si cel mult inaltimea (diametrul bazilo-bregmatic) cu 7-8%. Un craniu poate cadea de la o inaltime de 1-2 m pe ciment, fara a se sfarama; el sare ca o minge datorita elasticitatii sale.

Rezistenta la presiune este foarte mare. Ea este de 30 de ori mai mare pe milimetru patrat decat a caramizii, de 2,5 ori mai mare dacat a granitului si se apropie de cea a fierului. Dintre toate materialele tehnice, numai betonul armat poate fi comparat cu osul, atat in privinta rezistentei, cat si a elasticitatii. Aceste proprietati sunt datorate compozitiei chimice a osului, precum si structurii sale macroscopice si microscopice, a
arhitecturii sale interne.

COMPOZITIA CHIMICA A OASELOR

In compozitia osului intra substante organice si substante minerale (fosfati, carbonati si cantitati foarte mici de fluorura si clorura de calciu). Proportia lor este de aproximativ 35% substante organice si 65% substante minerale.

In general, se poate spune ca substantele organice dau elasticitatea osului, iar sarurile minerale, rezistenta.

In figura 4 este prezentat un corp vertebral cervical realizat prin proiectare 3D

Figura 4

Prin mentinerea osului in solutie de 5% HCl, sarurile minerale se dizolva, osul se demineralizeaza, se "decalcifica". El se inmoaie, devine elastic, asemanator cu cauciucul. In structura lui a ramas numai materia organica. Daca se distruge materia organica prin calcinare, osul devine friabil.

Proportia celor doua materiale principale din structura oaselor variaza de la un os la altul. Unele oase care suporta presiuni mai mari sunt mai bogate in saruri minerale. De asemenea, proportia variaza si in raport cu varsta. In copilarie, oasele sunt foarte elastice, deoarece au relativ putine saruri minerale. Procentul acestora creste mult la batranete, cand oasele devin mult mai casabile decat in copilarie.

Orice modificare a constituentilor organici sau anorganici conduce la modifcarea proprietatilor mecanice.

De regula, dar nu intotdeauna, necesitatile de discretizare conduc la modificarea geometriei CAD. Aceste modificari inseamna anulari, idealizari, sau stergeri, decrise mai jos:

Anulari:

Anularile se refera la suprimarea sau indepartarea unor trasaturi geometrice insignifiante pentru analiza, cum ar fi filetele exterioare, logouri etc.

Idealizare:

Idealizarea reprezinta o procedura mai „agresiva” de remodelare CAD, cum ar fi de exemplu reprezentarea peretilor subtiri ca suprafete.

Stergeri:

Stergerea este uneori necesara, deoarece geometria discretizata trebuie sa satisfaca cereri de caliatae mai ridicate decat cele utilizate in mod uzual in modelare.

Pentru stergere putem folisi un instrument de control al calitatii pentru a verfica eventualele probleme cum ar fi de exemplu a „despica” fete dau entitati multiple pe care modelul CAD le tolereaza dar fac discretizarea dificila sau chiar imposibila.

Este important de mentionat faptul ca nu intotdeauna se recurge la simplificarea modelului CAD pentru a se obtine discretizarea. De regula, modelul se simplifica chiar daca discretizarea este corecta dar mesh-ul este foarte mare si in consecinta analiza dureaza prea mult.

Modificarile geometrice conduc catre o discretizare simplificata si un timp de analiza mai redus. Succesul discretizarii depinde de calitatea geometriei analizate dar si de complexitatea instrumentelor implementate in programul FEA.

Avand la dispozitie o geometrie discretizabila, dar nu discretizata se aplica proprietati de material, incarcari, restrictii si oferind informatiile referitoare la analiza pe care dorim sa o efectuam.

Aceste proceduri copleteaza generarea modelului matematic. Se tine cont ca procesul de generare a modelului matematic, nu este o caracteristica a FEA, aceasta nu a fost inca introdusa in proces.

In figura 5 este prezentata prelucrarea schematica in Mimics pentru modelarea 3D si Analiza cu Element Finit FEA

Figura 5

In realizarea unei proteze bine tolerate si complet integrata, functionala si fiabila, trebuie a se tine seama de functiile pe care le indeplineste osul in cadrul acestui ansamblu indivizibil fiziologic care este corpul uman:

Functia de sustinere a trunchiului si extremitatilor, alaturi de muschi, ligamente;

Functia de protectie a creierului, maduvei spinarii, viscerelor toracice

Reprezinta mediul specific tesutului hematopoietic

Asigura homeostazia ionilor minerali, continand:

99% din totalul de Ca2+ din organism

85% din totalul de fosfor

66% din totalul de magneziu

60% din totalul de sodiu

Proteze osoase:

Principiile de design, de selectie a biomaterialelor si criteriile de fabricatie a implanturilor ortopedice sunt aceleasi ca pentru oricare alt produs ce suporta solicitari dinamice. Desi este tentanta inlocuirea tesuturilor naturale cu materiale avand aceeasi densitate si forma, totusi practic nu este usor realizabil, deoarece avantajul tesuturilor vii fata de implanturi – capacitatea de adaptare la noi circumstante prin remodelarea micro si macrostructurii – nu este usor de atins. In general, oboseala mecanica a tesuturilor vii este minima, exceptand cazul unei maladii ce afecteaza procesul natural de vindecare, sau cazul unei suprasolicitari ce depaseste limitele naturale.

Constructia modelului element finit

Vom desparti acum modelul matematic in elemente finite prin intermediul unui proces de discretizare, cunoscut si ca „mesh”. Discretizarea se manifesta vizual ca o geometrie „mesh”. Sunt discretizate atat incarcarile cat si restrictiile, iar dupa ce modelul este „mesh” acestea sunt aplicate in nodurile retelei de elemente finite.

In figura 6 este prezentat schematic procesul de obtinere a rezultatelor FEA, pornind de la modelul mathematic.

Figura 6

Calcul modelului element finit

Dupa obtinerea modelului finit, se foloseste un „solver” oferit de COSMOSWorks pentru a obtine datele de interes.

Rezultatele Analizei

Analizarea rezultatelor poate fi de regula unul dintre cei mai dificili pasi. Analiza ofera rezultate foarte detaliate care pot fi prezentate aproape in orice format. Interpretarea corecta a rezultatelor necesita sa se tina cont de aprecieri, simplificari si erori introduse in primii trei pasi: construirea modelului matematic, construirea modelului element finit, calculul modelului element finit.

Erori in FEA

Procesul de generare a modelului matematic si discretizarea in elemente finite indroduce erori de neevitat. Formularea modelului matematic introduce erori de modelare, denumite si erori de idealizare.

Discretizarea modelului introduce erori de discretizare, numite si erori numerice.

Din toate aceste tipuri de erori numai cele de discretizare sunt specifice FEA. De aceea, numai acestea pot fi controlate folosind metode FEA. Erorile de modelare, care afecteaza modelul matematic sunt introduse inainte de FEA si pot fi controlate numai folosind tehnici de modelare corecte. Erorile de calcul care sunt erori generate de „solver” sunt dificil de controlat dar, din fericire, apar foarte rar.

In figura 7 este prezentata preluarea datelor CT din fisiere DICOM in vederea modelarii 3D si Analiza cu Element Finit FEA

Figura 7

In incercarea de inlocuire a unei articulatii, sau cicatrizare a unei fracturi, modalitatea de reparare trebuie efectuata in concordanta cu conditiile naturale.

Astfel, daca osul se cicatrizeaza mai repede cand asupra lui actioneaza forte compresive, in cazul instalarii unui implant trebuie de asemenea conceputa o modalitate care sa asigure o compresie osoasa. In caz contrar, daca tensiunile sunt nocive, trebuie conceput un sistem de inlaturare a acestora.

Elemente Finite

Cum am precizat deja, procesul de discretizare, cunoscut si ca „mesh” imparte modelul in elemente finite. Tipul elementelor generate in timpul procesului depind de geometria discretizarii, tipul analizei, si de propriile preferinte.

Elementele solide tetraedrale COSMOSWorks sunt folosite la discretizarea corpurilor solide iar elementele triunghiulare la discretizarea suprafetelor. De ce suntem limitati la forme tetraedrale si triunghiulare? Deoarece, prin intermediul acestor forme se pot discretiza aproape orice geometrii solide sau ale suprafetelor. Alte elemente, cum ar fi cele hexaedrale, nu pot fi generate intr-o forma sigura, de programele de discretizare automata folosite in prezent.

Aceasta limitare nu este specifica numai programului de discretizare automata folosit de COSMOSWorks.

Inainte de a incepe trebuie sa clarificam cateva probleme importante de terminologie. Ceea ce in terminologia CAD denumim o geometrie solida, in FEA se numesste volum. Elemetele solide sunt folosite pentru a discretiza aceste volume. Termenul solid are intelesuri diferite cand este utilizat ca geometrie solida in CAD sau ca element solid in terminologia FEA.

In figura 8 este reprezentata diagrama de eforturi la un corp vertebral supus incarcarii (sectiune).

Figura 8

Se considera ca activitatile osteogenetice si osteoclastice sunt activitati normale in tesutul osos in vivo, intre ele existand un echilibru dinamic aflat in concordanta cu fortele statice si dinamice aplicate. Daca exista o solicitare mai mare, echilibrul se inclina in favoarea activitatii osteogenetice si viceversa.

Desigur, sarcini excesive pot dauna activitatii celulare de remodelare.

Aceasta relatie cauza-efect poate fi pusa in legatura si cu fenomenele piezoelectrice de la nivelul osului, in care potentialele electrice induse prin deformare pot declansa raspunsul de remodelare osoasa. Aceste potentiale aparute in vivo par sa fie o consecinta a potentialelor aparute prin curgerea fluidelor in canaliculele osoase.

In figura 9 este reprezentata diagrama de eforturi pentru un implant intervertebral.

Figura 9

In concluzie, daca analiza FEA este correct facuta (idealizari, incarcari, discretizari si meshare) aceasta se poate dovedi un instrument extrem de util in faza de proiectare, pentru a redimensiona implantul inainte de realizarea fizica, astfel incat sa suporte sarcinile la care va fi supus.

Capitolul VIII: REALIZAREA MODELELOR NUMERICE ALE OASELOR VERTEBRALE

Obiective

Crearea de modele numerice (utilizând o discretizare cu elemente finite) pentru oasele coloanei vertebrale, individual (ca os ) și în totalitate (considerându-se întreaga coloana vertebrala), precum și pentru cimentul osos utilizat ca implant.

Studiul tensiunilor mecanice, statice și dinamice, și a deformațiilor ce pot apare în masa osoasa. Acestea reproduc activitatea fiziologica sub forma unor solicitări mecanice externe. O importanta deosebita o capătă analiza dinainte și după tratament.

Premize

Țelul principal al acestui studiu asupra osului vertebral constă în furnizarea unor informații generale privitoare la comportarea mecanică. Există în momentul actual o varietate mare de studii consacrate acestui studiu, majoritatea acestora construiesc modelul geometric general prin investigarea manuală, semiautomată și automată a imaginilor obținute prin utilizarea unui computer tomograf. Unele dintre studii reconstruiesc coloana vertebrală utilizând o singură vertebră sau un grup de vertebre. Bineînțeles că acest lucru presupune o simplificare a întregului ansamblu al modelului conducând la o reducere a necesarului de resurse atât de calcul cât și de timp.

Un alt tip de model este construit prin crearea în mod individual a fiecărui os vertebral în parte. Acest lucru semnifică un studiu minuțios asupra întregului model, influențând atât necesarul de resurse de calcul precum și timpul alocat acestuia. Un al treilea tip de modelare utilizează un grup de oase identice. Acesta este un compromis între primul model și cel de-al doilea.

In figura 10 este prezentata alinierea si masuratori pe baza imaginii din fisierele asociate CT de tip DICOM

Figura 10

Un model complex (figura 1) poate fi obținut și prin realizarea unui submodel cu dimensiuni medii și apoi obținerea celorlalte submodele prin aplicarea unor coeficienți (parametri) obținuți din tabele antropometrice. Acest mod de lucru semnifică o reducere a timpului în care modelul este obținut dar conduce la obținerea unui model care se abate într-un mod uneori nerealist de la modelul real al oaselor coloanei vertebrale.

In figura 11 este prezentata schema de baza a unei modelari complexe a unui sistem biomecanic

Figura 11

Modelarea oricărui tip de fractura de la nivelul osului vertebral, în marea lor majoritate fracturi vertebrale de compresiune (VCF), presupune în primul rând crearea unui model „mecanic” al vertebrelor cu dimensiuni și proprietăți de material corespunzătoare unui adult clinic sănătos.

In figura 12 este prezentata alinierea si masuratori cu ajutorul programelor dedicate

Figura 12

Procesul de modelare și de remodelare osoasa pornește de la modelul continuu care este alcătuit din țesut osos. Acesta este discretizat în elemente finite, fiecare dintre acestea având plasat o celulă senzorială în centru. Aceasta după ce sesizează încărcarea mecanică ce inițiază remodelarea osoasă, va genera un semnal care va iniția procesul de adaptare. Cu cât acest semnal este mai mare cu atât procesul de remodelare este mai intens. Aceste semnale furnizează o informație globală a procesului de remodelare a osului datorită transmiterii semnalului în afara structurii osoase care este supusă remodelării.

In figura 13 este prezentata alegerea ROI – Regions of Interest

Figura 13

Modelarea este bazată pe ecuația:

unde:

n- numărul de elemente finite;

Ui – densitatea de energie de deformație, considerată ca fiind concentrată în centrul unui element finit;

ρi – densitatea de țesut osos al elementului finit;

k – valoarea de referință a stimulului mecanic;

B- constantă de remodelare a osului.

Acest model de remodelare implică o funcție spațială care simulează fizic influența celulelor senzoriale ale țesutului osos învecinat. Aceasta poate fi exprimată analitic:

unde:

di(x) reprezintă semnalul transmis de celula i, aflată la poziția x;

x – poziția celulei;

D – domeniul de celule care sunt influențează celula senzor i .

Modulul lui Young al unui element finit poate fi exprimat:

unde C și γ sunt constante.

Ecuația 1 poate fi rescrisă ca ecuație iterativă:

Procesul de remodelare este convergent dacă una dintre următoarele condiții este îndeplinită:

este atinsă valoarea de referință a stimulului care reprezintă raportul dintre densitatea de energie de deformație și densitatea țesutului osos k;

se atinge valoarea densității osului cortical, ;

se realizează o reabsorbție completă a țesutului osos atingându-se valoarea densității osoase de .

Îndeplinirea unei dintre condițiile enunțate mai sus semnifică atingerea punctului de echilibru al procesului de remodelare.

Procesul iterativ de modelare continuă până când condițiile sunt îndeplinite pentru toate elementele finite.

Convergența procesului poate fi estimată utilizând funcția obiectiv F, definită astfel:

unde:

m – numărul de elemente finite aflate în proces de remodelareModelarea oaselor vertebrale

Modelul geometric al osului poate fi creat prin reconstituirea unui set de radiografii computerizate (CT scans) luate secvențial pe direcție antero-posterioara, așa cum se poate vedea în figura 2. Stocarea „fizică” a geometriei osului se poate face în diverse formate cel preferat fiind IGES deoarece acesta poate fi importat în majoritatea programelor de analiză. Aceasta este o metodă des utilizată deoarece permite o evaluare în vivo datorită unui raport semnal/zgomot mare la nivelul osului și la nivelul interfeței ciment-os.

La interfața ciment-os datorită absorbției scăzute a cimentului va putea fi realizată o analiză a modului în care volumul acestuia se modifică (figura 3). Volumul redus și contururile neregulate vor cauza efecte de volum parțiale care influențează valorile măsurătorilor la aplicarea procedurilor standard de măsurare.

In figura 14 este prezentat un proces de segmentare 3D utilizând metoda CT. Pot fi utilizați algoritmi automatizați de calcul al diverșilor parametrii ai osului, care pot fi aplicați prin realizarea unui program dedicat

Figura 14

In figura 15 este prezentata Reconstrucția a doua cavități intervertebrale umplute cu ciment prin kyfoplastie

Figura 15

Crearea modelului cu elemente poate fi realizat în două moduri:

in vivo – utilizând computer-tomograful;

utilizând un palpator.

Crearea modelului cu elemente finite al osului vertebral s-a bazat pe tehnica secționării seriate CT (cu ajutorul computer-tomografului). Pe scurt, această tehnica presupune obținerea de imagini CT în secțiune transversală la diverse locații amplasate echidistant pe axa longitudinala a coloanei (distanta dintre două secțiuni 0,1mm). După obținere, imaginile sunt analizate după un algoritm semiautomat în vederea identificării diverselor densități de os în funcție de intensitatea de culoare (figura 4). Astfel, fiecare secțiune este împărțită pe zone cu diverse densități. Întregul spectru a fost împărțit în 200 de intensități discrete, fiecărei intensități atribuindu-i-se anumite proprietăți de material după o prealabila calibrare.

In figura 16 sunt prezentate nivelele de intensitate pentru diferite tipuri de material.

Figura 16

Ultima etapă a constat în generarea efectiva a nodurilor și elementelor pe baza imaginilor CT și a informațiilor obținute printr-o analiză de imagine. Acest lucru s-a făcut cu ajutorul programului HEXAR (Cray Research inc., Minneapolis, USA). Punctul forte al acestui cod este posibilitatea de a discretiza o structura de formă aleatoare cu elemente de tip hexaedru. Această discretizare conferă un grad sporit de precizie și evită neuniformitățile specifice discretizărilor cu elemente de tip tetraedru. Nu în ultimul rând trebuie subliniat avantajul necesarului de calcul. Aceeași structură discretizată cu elemente hexaedru poate necesita un timp de calcul de pana la 10 ori mai mic decât în cazul discretizării cu elemente tetraedru de mărime comparabilă ocupând și un spațiu de memorare mai redus.

Modelarea numerică a corpilor vertebrali în vederea analizei biomecanice

Modelarea cu elemente finite

Modelarea oricărui element al scheletului presupune în primul rând crearea unui model „mecanic” cu dimensiuni și proprietăți de material corespunzătoare unui adult clinic sănătos. Astfel, pentru crearea modelului geometric al unei vertebre s-a ales ca model vertebra L4, pornindu-se de la macheta unui schelet uman reprezentând un bărbat de rasă caucaziană de înălțime și greutate medie.

Vertebra a fost divizată în volume cu geometrie simplă de tip prismă, cilindru, trunchi de con, segment sferic, elipsoid, poliedru cu suprafețe curbe, etc. Această împărțire în elemente de volum s-a făcut în vederea parametrizării ulterioare a modelului și generarea de modele personalizate de vertebre.

Vertebra a fost împărțită în două zone distincte: segmentul anterior (frontal) de formă cvasi-cilindrică și segmentul posterior sau arcul vertebral (neural). Modelul cu elemente finite (FEM) este generat doar pe jumătate datorită simetriei față de planul sagital.

După crearea modelului cu volume „idealizate”, a doua etapă a fost generarea modelului cu elemente finite. Astfel, vertebra a fost discretizată cu un număr de 1600 noduri și 1810 elemente de tip hexaedru. Modelul astfel obținut a fost importat în programul ABAQUS (HKS Inc).

In figura 17 sunt prezentate elementele morfologice ale vertebrelor – baza pentru analiza FEM.

Figura 17

In figura 18 este reprezentata o vedere de sus a unei vertebre cu evidențierea principalelor elemente constitutive in vederea pregatirii analizei FEM

Figura 18

Modelul geometric al vertebrei L4 a fost creat prin reconstituirea unui set de radiografii computerizate (CT scans) luate secvențial pe direcție antero-posterioară, așa cum se poate vedea în figura 3. Stocarea „electronică” a geometriei vertebrei se face în format IGES, STL (stereolithography) și lista CSV (comma separated variable) de noduri și elemente.

Crearea modelului cu elemente finite al elementelor oasoase s-a bazat pe tehnica secționării seriate CT (cu ajutorul computer-tomografului). Pe scurt, această tehnică presupune obținerea de imagini CT în secțiune transversală la diverse locații amplasate echidistant pe axa longitudinală (distanța dintre două secțiuni 1mm). După preluare, imaginile sunt analizate și prelucrate după un protocol semiautomat în vederea identificării diverselor densități de os în funcție de intensitatea de culoare a fiecărui pixel. Astfel, fiecare secțiune este împărțită pe zone cu diverse densități. Întregul spectru a fost împarțit în 20 de intensități discrete, fiecărei intensități atribuindu-i-se anumite proprietăți de material după o prealabilă calibrare.

Ultima etapă a constat în generarea efectivă a nodurilor și elementelor pe baza imaginilor CT și a informațiilor obținute prin analiza de imagine. Acest lucru s-a făcut cu ajutorul unui program de discretizare automată pe bază de imagini tip contur închis (poligoane STL). Punctul forte al acestui cod este posibilitatea de a discretiza o structură de formă aleatoare cu elemente de tip hexaedru.

Această discretizare confera un grad sporit de precizie și evită neuniformitățile specifice discretizărilor cu elemente de tip tetraedru. Nu în ultimul rând, trebuie subliniat avantajul necesarului de putere de calcul. Aceeași structură discretizată cu elemente hexaedru poate necesita un timp de calcul de până la 10 ori mai mic decât în cazul discretizării cu elemente tetraedru de mărime comparabilă.

In figura 19 este prezentat un set de imagini CT-2D ale vertebrei L4

Figura 19

Capitolul IX: GENERAREA AUTOMATA 3D

Un model 3D cu elemente finite precis este un factor important în înțelegerea și monitorizarea în timp a tratamentului în funcție de modificările de mediu (condiții de încărcare, îmbătrânire, tratament medicamentos). De asemenea trebuie utilizat un model optimizat deoarece modelele realizate automat pot avea elemente care variază destul de mult ca mărime, forma și orientare, conducând la o încărcare mare a procesorului și o utilizare excesiva a memoriei.

În prezent, se pot construi un preprocesor și un solver pe baza programului ANSYS. Acesta permite obținerea unor forme și dimensiuni aproximativ uniforme, prin minimizarea variației dimensiunilor și orientărilor modelului.

Experiențele arata cum prin folosirea unor algoritmi semiautomați încărcarea sistemului de calcul a fost redusa cu 42%.

In figura 20 este prezentat un exemplu de discretizare automata 2D a unui os trabecular cu pori eliptici A și modelul obținut B.

Figura 20

La realizarea modelului tridimensional, au fost luate în considerare mai multe puncte intr-un plan (2D), distanta dintre plane fiind de 1mm (figura 5). Aceste puncte au fost apoi unite în funcție de luminozitate, corectarea traseelor realizându-se manual. Exista insa o mare diferența intre oasele corticale și trabecular și, din acest motiv, au fost folosite doua valori diferite pentru nivelul de gri și doua domenii de gri diferite, prin alegerea unor valori limita diferite.

Corectarea a fost realizata manual pentru a obține un volum al osului bine definit, pentru a elimina punctele false, pentru a adaugă puncte și pentru a modifica curbele de legătura. În unele cazuri a fost aleasa o alta masca de discretizare pentru a obține rezultate cat mai apropiate de realitate. Deoarece aceasta procedura consuma mult din resurse fiecare os este digitizat separat.

Curbele au fost salvate apoi în ANSYS pentru fiecare felie în parte și prelucrate prin utilizarea unor algoritmi de interpolare.

In figura 21 este reprezentat un model 3D discretizat al unei sectiuni de coloana

Figura 21

Pentru a obține un model 3D curbele de intensitate au fost unite în funcție de poliliniile deja existente, creându-se suprafețe 3D (figura 6). Fiecare suprafața a fost împărțita în porțiuni mai mici, zonele egale fiind utilizate de preprocesor pentru a crea noi suprafețe și pentru a umple golurile dintre suprafețele vecine.

Modelele solide au fost obținute prin unirea fiecărei secțiuni, modelul final conținând pana la cinci secțiune vertebrale cu centre din os trabecular iar la exterior cu os cortical.

In figura 22 este prezentat modelul solid al osului nediscretizat vertebral lombar: a) modelele oaselor vertebrale L1-L5; b) modelul unui singur os vertebral;

a).

b).

Figura 22

In figura 23 este reprezentat modelul renderizat al diverselor vizualizarii ale coloanei vertebrale. Pentru aceste vizualizari s-a utilizat programul de proiectare parametrica Solidworks.

Figura 23

In figura 24 este reprezentata fereastra de lucru software Solidworks, cu elementul vertebra solid idealizat.

Figura 24

Proprietăți de material

Pe baza modelelor virtuale por fi realizate modele fizice care pot fi utilizate pentru a valida experimental modelele de calcul. Se pot realiza astfel teste fizice pe o structură solidă. Pentru a produce astfel de modele se poate utiliza mașini de prelucrare de tip CNC. Modele fizice astfel obținute nu vor fi identice cu modelele reale preluate prin intermediul computer-tomografului dar vor permite investigarea din punct de vedere mecanic formațiilor osoase în diferitele stadii de osteoporoză. Mai mult acest lucru permite crearea, dezvoltarea și testarea de noi materiale care să ”imite” proprietățile reale ale osului și tehnologii de realizare a acestora.

Totuși un model virtual are câteva avantaje față de modelele reale: materialele care imită compoziția osului elimină varietatea acestuia, este permisă realizarea unor structuri identice și același os permite simularea diferitelor stagii de osteoporoză.

Unul dintre elementele principale constă în abilitatea de a avea sub control riscul unei fracturi. Pentru a îndeplini acest deziderat trebuie înțelese efectele sarcinilor macroscopice și microscopice din momentul incipient al apariției fracturii. Acest lucru poate fi obținut prin analiza proprietăților microstructurile și a datelor histologice care pot fi utilizate la construirea modelelor pentru a investiga câmpurile locale de sarcină și influența acestora asupra morfologiei locale la scară macro a osului. Modulul de elasticitate a unui os cortical la scară macro este uzual de 17,4GPa pe direcție longitudinală (1). Modelul poate fi construit pornind de la informațiile

Modelele de calcul pleacă de la datele deja existente în literatură ,prezentate în tabelul următor. Pentru a vedea care este influența osteoporozei se poate varia porozitatea Haversiană, lacunară, precum și procentajul de os osteonal. S-a observat că modulul variază semnificativ cu porozitatea Haversiană, acest lucru verificându-se cu rezultatele experimentale regăsite în literatură (1) pe direcție longitudinală. Porozitatea lacunară se reduce cu 9% în cazul osului osteonal, procentul modificându-se în funcție de numărul și dimensiunea lacunei. Prezența cimentului reduce sarcina locală dar afectează din punct de vedere macroscopic modulul osului. Însă modulul osului osteonal nu afectează semnificativ modulul osului cortical. Aceste rezultatele sugerează faptul că porozitatea osului cortical afectează proprietățile mecanice (figurile 10 și 11).

Proprietățile de material și informațiile microstructurală utilizate

In figura 25 este reprezentata dependenta modului E1 în funcție de volumul fibrei și porozitatea Haversiană. Efectul porozității este mult mai mare decât raportul dintre modulele osteonal și interstițial. Experimentele au arătat că nu există o tendință care poate fi definită din punct de vedere matematic

Figura 25

In figura 26 este prezentata dependența modulului E3 în funcție de volumul fibrei și porozitatea Haversiană. Efectul porozității este mai important decât cel al volumului fibrei. Rezultatele arată o bună corelare cu datele experimentale.

Figura 26

Rezultate

Modelul geometric 2D al unui os vertebral a fost discretizat utilizând elemente iso-parametrice. Modelul generat a fost alcătuit din 110×70 elemente finite care au alcătuit o structură cu 15762 grade de libertate.

Sarcina mecanică la care a fost supusă structura osoasă este cea considerată ca fiind produsă de activități zilnice ale unei persoane tinere (figura 12). Sarcina a fost aplicată sub forma unei legi de variație parabolice, simetrică (în centru sarcina are valoarea minimă), valoarea amplitudinii totale fiind de 117,3N.

In figura 27 este prezentat modelul de aplicare a sarcinii asupra structurii osoase a unei vertebre (sectiune transversala)

Figura 27

Valorile sarcinilor distribuite care au rezultat în urma acestui mod de aplicare a sarcinii sunt:

Rezultatele simulării sunt prezentate în figura 13. Procesul a fost monitorizat până când remodelarea osului a fost finalizată pentru toate elementele finite. Distribuția densității energiei de deformație este prezentată în figura 14, care a fost parametrul de intrare în procesul de remodelare osoasă.

In figura 28 este reprezentata distributia tesutului osos dupa remodelare

Figura 28

In figura 29 este reprezentata distribuția densității de energie după finalizarea procesului de remodelare

Figura 29

Procesul adaptiv s-a încheiat după 170 de iterații, monitorizându-se modificările masei vertebrale după fiecare iterație. Au fost observate modificările rapoartelor dintre masa m în momentul t la iterația i și masa inițială m0 (figura 15). Într-un mod asemănător a fost monitorizată funcția de estimare a procesului de remodelare F (figura 16).

In figura 30 este reprezentata Variația raportului dintre masa osoasă la iterația i și masa de referință (masa inițială)

Figura 30

In figura 31 este reprezentata Variația funcției obiectiv F în timpul remodelării osoase

Figura 31

Capitolul X: ANALIZA FEM LA FIXAREA BIOIMPLANTURILOR

Descrierea metodei de generare a modelului 3D

S-au analizat cazurile a trei pacienți având vârste de 13, 24, respectiv 47 ani. Pentru toate cele trei cazuri s-au efectuat scanări CT cu un pas de 1mm. Seriile de imagini astfel obținute au fost stocate în format DICOM și apoi transferate în vederea reconstrucției 3D a oaselor articulare și generarea de modele cu elemente finite.

Manipularea imaginilor obținute prin CT a fost efectuată cu ajutorul programului MIMICS (Materialize). Cu acest program s-au efectuat toate operațiunile, începând cu obținerea imaginilor de la Computer Tomograf, până la reconstrucția 3D a țesuturilor osoase și generarea modelelor cu elemente finite. În continuare se prezintă etapizat succesiunea pașilor de lucru:

1) Importul și conversia fișierelor DICOM în programul MIMICS. Se stabilesc următorii parametri: mărimea unui pixel (rezoluția), centrul și orientarea sistemului de coordonate.

2) Contrastul imaginilor: Pentru vizualizarea optimă a țesutului osos, se afișează numai pixelii cu valori cuprinse între 1024 și +1650 HU.
„Thresholding” – selecția regiunilor în funcție de densitatea de lumină (proporțională cu densitatea osoasă). Se aplică un filtru de imagine bazat pe scara unităților Hounsfield (pentru țesutul osos se selectează pixelii cu valori cuprinse între 226 și 3071 HU).

In figura 32 este reprezentata analiza FEM tridimensionala pentru implant la nivel de coloana vertebrala

Figura 32

3) În urma operațiunii de selecție a regiunilor în funcție de densitatea de lumină (threshold) rezultă o mască (sau un șablon) ce conturează acele regiuni ce conțin pixeli cu valori HU specificate prin „threshold”. Aceste șabloane delimitează în general corect țesutul osos, dar în anumite regiuni apar imperfecțiuni sau abateri de la forma corectă. Aceste imperfecțiuni poartă denumirea de artefacte și pot avea multiple cauze: existența unor implanturi metalice, variații anormale ale densității osoase ș.a. Prin urmare este necesară corectarea manuală a șabloanelor prin adăugarea sau eliminarea unor pixeli.

4) După operațiunea de corectare a șabloanelor se poate genera profilul 3-D al țesutului osos. Acest profil tridimensional reprezintă suprafața exterioară a corpului osos, suprafață discretizată prin triunghiuri.

5) Suprafața exterioară a corpului osos, în format stereolithography (reprezentată printr-o mulțime de triunghiuri), este apoi exportată în modulul de preprocesare al unui program de analiză cu elemente finite (ABAQUS/CAE). Cu ajutorul acestui program, pornind de la suprafața exterioară, se discretizează întregul volum al corpului osos cu elemente de tip tetraedru. Odată volumul discretizat, acesta se exportă sub formă de listă de noduri și elemente, pentru a fi mai departe prelucrat în MIMICS.

6) Volumul discretizat la pasul anterior în ABAQUS/CAE este preluat în programul MIMICS pentru operațiunea de atribuire a proprietăților de material. Această operațiune presupune asignarea pentru fiecare element a densității și modulului de elasticitate în funcție de valoarea medie a nuanțelor de gri a pixelilor din interiorul elementului. După calcularea valorilor de gri pentru toate elementele se face o distribuire a acestora pe 10 categorii, egal spațiate pe histograma unităților Hounsfield (v. figura 9). Pe această histogramă, pentru fiecare nuanță de gri, se observă numărul de elemente, având atribuită acea valoare. Discretizarea valorilor de gri se face prin împărțirea gamei de valori de gri la un număr de intervale (în cazul de față 20), fiecărui interval fiindu-i asignate o densitate și un modul de elasticitate. Valorile densității și elasticității sunt calculate în funcție de valoarea de gri medie a intervalului corespunzător (în unități Hounsfield). Pentru calculul densității s-a folosit formula: = 1,067 . HU + 131 iar pentru modulul de elasticitate relația
E = 0,004 . 2,01 [].

Notă: Densitatea este o densitate relativă, adimensională, fiind utilizată în calculul modulului de elasticitate. Unitatea de măsură pentru modulul de elasticitate este MPa (N/mm2).

7) După atribuirea proprietăților de material, fișierul conținând discretizarea tridimensională a corpului osos (noduri, elemente, materiale), este transferat către programul de analiză cu elemente finite ABAQUS.

În programul ABAQUS, înainte de calculul propriu-zis, se execută următoarele operațiuni:

a) Se definesc forțele de încărcare, mișcarea relativă și blocajele necesare pentru evitarea fenomenului de corp liber.

b) Se stabilesc parametrii analizei MEF: discretizarea temporală, precizia de calcul, memoria, număr de procesoare, etc.

În figura 4 se reprezintă schematizat derularea principalelor etape de lucru necesare generării modelelor 3D cu elemente finite.

In figura 33 este prezentata schema derulării etapelor din procesul de generare a modelului cu elemente finite

Figura 33

In figura 34 este prezentata Histograma densității osoase (în unități Hounsfield) și distribuția sa pe un număr finit de materiale.

Figura 34

In figura 35 sunt prezentati principalii pași de generare a modelului 3D al vertebrei cu evidențierea mărimilor parametrizabile

Figura 35

In figura 36 este reprezentat Modelul cu elemente finite cu evidențierea condițiilor la limită (blocaje și încărcare)

Figura 36

Tabel: Principalele proprietăți mecanice ale osului trabecular, respectiv ale osului cortical

Rezultate

Figura 37: Principalele rezultate obținute Tensiuni echivalente (sus) și presiunea hidrostatică (jos)

Figura 38: Meshare, remodelare si studiul tensiunilor pentru structura interna trabeculara

Figura 39: comparatie 3D privind structura osoasa in cazuri normale si patologice

Figura 40: Evidentierea corpului vertebral tasat prin compresiune

Figura 41: Restabilirea inaltimii corpului vertebral cu evidentierea interfetei implant-tesut

CAPITOLUL XI: Executie fizica a implantului prin prototipare rapida si testari si experimentari in laborator

INTRODUCERE

In prezent, interventiile minim invazive neurochirurgicale sunt “standardul de aur” pentru tratarea herniilor de disc.

Chirurgia minim invaziva spinala implica practicarea unor incizii mici, cu reducerea ranirii tesutului sanatos adiacent pielii, folosind instrumentar special conceput care permite neurochirurgului o buna vizualizare a campului operator prin incizia mica. Neurochirurgul foloseste un microscop operator ultraperformant care ii permite sa vada structurile mai bine, sa controleze sangerarea mai usor si sa limiteze lezarea tesutului sanatos din jur. Nervul este decomprimat folosindu-se instrumentar microchirurgical special. Astfel, întreaga procedura este mai sigura pentru pacient.

Tratamentul standard neurochirurgical al herniei de disc cervicale consta in indepartarea discul intervertebral degradat (discectomie) si fuziunea vertebrelor cervicale adiacente cu scopul de a umple spatiul ramas liber pentru a preveni colapsul si frictiunea vertebrelor. In mod traditional, aceasta fuziune se realiza prin umplerea spatiului cu un autograf (grefon osos obtinut de la pacient) sau allograf (grefon osos obtinut de la un donor).

Popularitatea mare a implanturilor vertebrale înregistrată astăzi se datorează cercetărilor continue în domeniul biomaterialelor, care au permis dezvoltarea unor sisteme din ce in ce mai performante. De-a lungul timpului, de la primele încercări până la implantele utilizate azi pentru realizarea lor au fost utilizate mai multe categorii de materiale.

Categorii de materiale:

Metale și aliaje pentru vertebre:

Titan nealiat (cpTi), aliaje de Titan (Ti-6Al-4V, Ti-6Al7Nb, Ti-5Al-2.5Fe ), aliaje de aur, aliaje nenobile Co-Cr-Mo, Fe-Cr-Ni, oțel inoxidabil, Tantal

Ceramică:

oxid de Al, oxid de Ti, oxid de Zr, ceramică bioactivă și biodegradabilă, β Fosfat tricalcic, Carbon vitros, Bio glass, Carbon-Siliciu

Polimeri și materiale compozite:

polimetilmetacrilat (PMMA), polietilenă, Politetrafluoroetilena, Polisulfona, Polietereterketonă (PEEK).

Metalele au o serie de proprietăți biomecanice care le recomandă ca materiale optime pentru realizarea de implanturi. În plus, sunt ușor de procesat și pot fi sterilizate prin metodele comune. Totuși succesul lor clinic relativ scăzut a determinat înlocuirea lor treptată cu Titanul (Ti) și aliajele sale ( Ti-6Al-4V) [3]. Dezavantajele implanturilor metalice includ: rezistență limitată la oboseală, modul de elasticitate diferit de al osului, potential de coroziune, și radiodensitatea care poate împiedica vizualizarea radiografică corectă a unor fenomene invecinate [4].

Ca urmare a problemelor estetice a implanturilor metalice, și a faptului că tot mai mulți pacienți solicită reconstrucții vertebrale realizate integral din materiale nemetalice [6], cercetările s-au concentrat pe găsirea unei alternative care să fie în același timp biocompatibile și capabile să reziste la forțele la care este supusa coloana vertebrală [7, 8]. Implanturile ceramice au fost propuse și introduse cu aproximativ 40 de ani în urmă datorită biocompatibilitatii materialului, rezistenței bune precum și conductivității termice și electrice reduse. În prezent, implanturile vertebrale ceramice sunt fabricate din dioxid de zirconiu (zirconia), care pare a fi o alternativă bună la titan datorită culorii sale, proprietăților mecanice, biocompatibilității și afinității reduse pentru infectii bacteriene [9]. În 1969, cercetările privind implanturile din polimetilmetacrilat au dus la dezvoltarea conceptului de implant vertebral din polimer de către Milton Hodosh, care a raportat că polimerii sunt substanțe biologice tolerabile [10]. Polimerii au rezistența și modulul de elasticitate mai scăzute, dar alungirea la rupere mai mare comparativ cu alte clase de biomateriale. Comparativ cu osul, ei au modulul de elasticitate mai scăzut, mai degrabă apropiat de cel al țesuturilor moi.

Polieteretercetona (PEEK) este un polimer utilizat deja de câteva decenii în domeniile inginerești, dar intrat mai târziu în domeniul medical. Fiind un material biocompatibil și deoarece a prezentat rezistență la degradare in vivo, a fost lansat în aprilie 1998 ca biomaterial pentru implanturi destinate utilizării pe termen lung . De atunci, PEEK a demonstrat că este un polimer termoplastic de înaltă performanță, capabil să înlocuiască componentele metalice implantate, la început în domeniul ortopediei [11] și al traumatologiei [12]. Aceste constatări au sugerat că PEEK ar putea înlocui titanul și pentru implanturile vertebrale. Scopul acestui studiu retrospectiv a fost de a identifica studiile publicate asupra implanturilor vertebrale metalice din titan și nemetalice, pentru a face o analiză comparativă asupra proprietăților și a comportamentului acestora.

1.2. Articole necesare studiului

Pentru identificarea articolelor necesare studiului, am utilizat baza de date PubMed și cuvintele cheie: implant vertebral, implant vertebral din titan, implant vertebral din zirconia, implant vertebral din polimeri. Căutarea a vizat articolele publicate în perioada 1995 – 2016, atât în extenso cât și în rezumat. Criteriile de includere au fost următoarele: (1) limba engleză, (2) să vizeze implanturile vertebrale din zirconia, titan și/sau polimer, (3) studii in vitro, (4) studii in vivo, (5) anul publicării.

Am identificat un număr de 158 articole, dar numai 90 au îndeplinit criteriile de includere în acest studiu. Aspectele urmărite au fost: (1) proprietățile de material, (2) proprietățile de suprafață, (3) osteointegrarea.

1.3. PROPRIETĂȚILE DE MATERIAL

1.3.a. Evaluarea proprietăților de material ale TITANULUI

Utilizarea titanului în ortopedie se datorează proprietăților sale, printre care se numără densitarea scăzută (4.5 g/cm), rezistența la flexiune relative mare comparative cu cea a aliajelor de cobalt și a oțelului inoxidabil.

Modulul de elasticitate al aliajului Ti6Al-4V este cel mai apropiat de al osului comparativ cu al celorlalte biomateriale utilizate în realizarea implanturilor. Aliajele de titan sunt capabile să mențină un echilibru între o rezistența la fractură și un modul de elasticitate scăzut, pentru a asigura o distibuție mai uniformă a tensiunilor de-a lungul interfeței implant/os [13].

1.3.b. Evaluarea proprietăților de material ale ZIRCONIEI

ZrO2 este un material polimorf și are trei forme: monoclinic, tetragonal și cubic. Faza monoclinică este stabilă la temperatura camerei până la 1170°C, faza tetragonală la temperaturi de 1170-2370°C și forma cubică la peste 2370°C [15]. Prin alierea zirconiei pure cu oxizi de stabilizare (CaO, MgO, Y2O3), se permite menținerea structurii tetragonale la temperatura camerei. Zirconia tetragonală policristalină stabilizată cu ytriu (Y-TZP) prezintă rezistență superioară la coroziune și uzură, precum și o rezistență ridicată la încovoiere (800-1000 MPa) în comparație cu alte ceramici vertebrale [16, 17]. De asemenea, s-a constatat că prelucrarea și încărcarea ciclică scad rezistența la fractură a implanturilor de zirconia monobloc, dar aceste valori sunt totuși în limite acceptabile din punct de vedere clinic pentru a rezista forțelor medii [14]. În schimb, utilizarea ceramicii a fost limitată din cauza altor caracteristici, ca de exemplu fragilitatea și ductilitatea redusă. Implanturile vertebrale din materiale ceramice pot face față doar la valori relativ mici ale forțelor de tracțiune sau forfecare, dar în schimb pot tolera forțe de compresiune chiar mari [3].

Rezistența la flexiune biaxială a implanturilor din oxid de zirconiu este cuprinsă între 900 și 1100 MPa, iar cea uniaxială între 409-899 Mpa. Împreună cu aceasta, rezistența la fractură este unul din primii parametri folosiți pentru evaluarea performanțelor ceramicii vertebrale. În cazul implanturilor din oxid de zirconiu, rezistența la rupere este 4 – 6.2 Mpa, iar distribuția tensiunilor este similară cu cea a titanului. Valorile rezistenței la compresiune, tracțiune și încovoiere depășesc rezistența osului compact de 3 până la 5 ori. Aceste proprietăți combinate cu un modul de elasticitate mare și în special cu rezistența la oboseală și fractură, au dus la cerințe de proiectare specializate pentru această clasă de biomateriale [7].

1.3.c. Evaluarea proprietăților de material ale polimerilor utilizați pentru realizarea implanturilor vertebrale

Polimerii au rezistența și modulul de elasticitate mai scăzute, dar alungirea la rupere mai mare comparativ cu alte clase de biomateriale, sunt izolatori termici și electrici și sunt relativ rezistenți la biodegradare. PEEK (polieter-eter-cetonă) este un polimer de nouă generație, cu performanțe excelente, intrat recent în domeniul implantologiei datorită proprietăților care-l recomandă: proprietăți mecanice excelente, precum: rigiditate, tenacitate, durabilitate, rezistență la fluaj, compresiune, tracțiune și oboseală. Respectă toate standardele de biofuncționalitate pentru implanturile vertebrale (ISO 18192-3:2017).

Implanturile PEEK nu se sparg sau crapă nici după 5.000.000 de cicluri de funcționare [19]. Are rezistență chimică ridicată, nu produce coroziune iar lipsa metalului elimină schimburile ionice la nivelul cavității implantate. De asemenea, are flexibilitate echivalentă cu a osului, de aceea și deformația va fi similară acestuia. Spre deosebire de implanturile din titan, care au modulul de elasticitate foarte mare (110 GPa), deci sunt foarte rigide, implanturile din polimerul PEEK au modulul de elasticitate de 3,6 GPa, care este mai aproape de cel al osului (≈1–30 GPa) ceea ce limitează tensiunile în os și stimulează vindecarea acestuia. Modulul de elasticitate poate fi modificat (uneori chiar mult crescut) prin armarea polimerului cu fibre de carbon (Carbon-Fiber-Reinforced CFR PEEK), de exemplu, pentru a obține un modul de 15- 18 GPa, similar cu cea a osului cortical [20].

CFR PEEK este un material compozit format din straturi de fibre de carbon, fibrele având orientări diferite, într-o matrice polimerică de PEEK (Polietereterketonă). În funcție de orientarea fibrelor, modulul de elasticitate poate crește până la valori de 150 Gpa, așa cum este în cazul fibrelor dispuse paralel .Proprietățile mecanice ale CRF PEEK, ca în cazul oricărui material compozit, sunt determinate de volumul, lungimea și alinierea fibrelor. Acest material are mai multe avantaje biomecanice în comparație cu metalele utilizate în mod tradițional, cum ar fi titanul sau oțelul inoxidabil. Rezistența mare la oboseală și modul de elasticitate redus fac din CFR-PEEK un material ideal pentru implanturi în ortopedie [20]. Modulul de elasticitate al PEEK este de 3,5 GPa, comparativ cu 230 GPa pentru oțel inoxidabil, 210 GPa pentru cobalt crom, 106- 155 GPa pentru aliaje de titan, 12 – 20 GPa pentru osul cortical și 1 GPa pentru osul spongios. Compatibilitatea radiologică și la examene cu rezonanța magnetică nucleara (RMN) a CFR-PEEK sunt încă două caracteristici suplimentare care fac ca acest material să fie benefic, datorită lipsei de artefacte atât pe tomografia computerizată (CT), cât și pe RMN.

2. PROPRIETĂȚILE DE SUPRAFAȚĂ

Caracteristicile de suprafață ale implantului sunt de importanță fundamentală pentru succesul pe termen scurt și lung al acestuia. Tensiunea superficială și energia de suprafață determină umectabilitatea suprafeței implantului de către sânge, îmbunătățind deasemenea adeziunea osteoblastelor la suprafața implantului. Energia de suprafață afectează deasemenea adsorptia proteinelor [21].

Rugozitatea suprafeței

Din punct de vedere al aspectului suprafeței, implanturile pot fi netede, frezate, texturate sau placate (acoperite). Suprafețele cu microrugozități favorizează o mai bună apoziție osoasă, asigură un procent mai mare de contact între os/implant, influențează proprietățile mecanice ale interfeței, distribuția solicitărilor și remodelarea osoasă. Suprafețele netede determină resorbție osoasă și formarea unui strat de țesut conjunctiv fibros. Modificarea rugozității suprafeței implantului influențează răspunsul celular prin faptul că mărește mult suprafața de contact dintre implant și os, și astfel îmbunătățește mult atașamentul celulelor la implant.

Modificarea proprietăților suprafeței poate fi realizată prin optimizarea micro-rugozității (sablare, gravare acidă) sau acoperiri bioactive (aplicarea unor straturi de fosfat de calciu, bifosfonat, colagen) [22]. Modificarea suprafețelor se poate face prin metode aditive (de acoperire) și substractive. Metodele aditive de depunere a unui strat pe suprafața implantului, determină creșterea suprafeței funcționale de la interfața implant/os, ceea ce duce la un transfer mai eficient al solicitărilor, apoziție osoasă și implicit o mai bună osteointegrare.

Metodele aditive sunt: acoperirea cu carbon, sticlă sau ceramică, hidroxiapatită (HA), fosfat de calciu, titan prin pulverizare cu plasmă, acoperirea cu film de oxid de titan (titania), bombardarea cu ioni. Metodele substractive sunt: sablarea cu jet de particule de Al2O3 sau SiO2 sub presiune, sablarea urmată de gravare acidă ( sandblasted and acid-etched – SLA), sablare cu diverse medii (alice arondizate) de sablare-ecruisare (shoot-peening), laser, tehnica dublei gravări acide. Prin sablarea unui metal cu particule de 250-500 μm se produce creșterea neregularităților de la nivelul suprafeței, favorizând adeziunea, proliferarea și diferențierea osteoblastelor. Pe de altă parte, unele studii au constatat că fibroblastele aderă mai dificil la o astfel de suprafață, acest lucru putând limita proliferarea țesuturilor moi și formarea de os. Sablarea urmată de gravare acidă (SLA) este o metodă foarte folosită, ce constă în gravarea cu acid clorhidric a suprafețelor sablate anterior. Se formează astfel rugozități care duc la creșterea suprafeței aderente dintre os și implant. Principalul obiectiv al sablării este obținerea unei suprafețe rugoase, iar a tratamentului acid de curățare a acesteia și de a realiza o microtextură.

Concluziile studiilor au arătat că osteointegrarea este superioară în cazul implantelor sablate și tratate acid decât suprafețele tratate prin pulverizare cu plasmă, având proprietăți osteoconductive mai bune și o mai mare capacitate de a induce proliferarea celulară [23]. Laserul permite modificarea suprafeței fără contact direct cu aceasta, fără utilizare de particule abrazive, deci fără risc de contaminare. Fasciculul de laser lovește suprafața generând o undă de șoc în implant, determinând îmbunătățirea rezistenței la uzură și la coroziune. Tehnica dublei gravări acide produce o microtexturare a suprafeței, sporind procesul de osteoconducție prin atașarea de fibrină și osteoblaste, rezultând formare de os direct pe suprafața implantului.

Tratarea acidă a suprafeței implantului nu produce reziduuri ca sablarea, evită un tratament neuniform al suprafeței și controlează pierderea de substanță metalică din implant. Acest tratament se realizează cu diferite combinații de acid clorhidric, acid sulfuric, acid fluorhidric și acid nitric, iar rezultatul este influențat de rugozitatea inițială a suprafeței, de amestecul acid folosit, de temperatura băii și de durata tratamentului acid [23]. Yang și colab. au investigat zirconia cu 4% CeO2 și zirconia cu 3% Y2O3, care au fost depuse pe implanturi de titan și CoCrMo utilizând tehnica de pulverizare cu plasmă. Rugozitatea medie a zirconia cu 3% Y2O3 și zirconia cu 4% CeO2 a fost corelată cu dimensiunea inițială a pulberii. Nu s-a observat o diferență semnificativă între duritatea acoperirilor și substraturilor.

Forța adezivă a acoperirii din zirconia cu 4% CeO2 la substraturile de titan și CoCrMo a fost semnificativ mai mare decât cea a acoperiri cu 3%Y2O3 [24]. În alt studiu au fost evaluate implanturile de zirconia cu trei tipuri diferite de suprafețe: prelucrate mecanic, sablate și suprafețe sablate + tratate acid (SLA). Rugozitatea suprafeței zirconiei a fost mărită prin sablare (abraziune) și, în plus, prin gravare acidă. Proliferarea celulară a evidențiat valori semnificative statistic mai mari la 3 zile pentru suprafețele de zirconia tratate în comparație cu cele prelucrate mecanic. Cu toate acestea, nu s-au observat diferențe între grupurile de zirconia și titan SLA la 6 și 12 zile [24] (Gahlert și al. au examinat implanturile de zirconia cu o suprafață prelucrată mecanic sau sablată și le-au comparat cu implanturile de titan SLA).

Analizele de suprafață au arătat că cea mai mare rugozitate a fost măsurată pentru implantul de titan SLA, urmat de implantul de zirconia sablat și implantul de zirconiu prelucrat mecanic [25]. Duritatea ridicată zirconiei face ca procesul de modificare a suprafeței să fie foarte dificil, de aceea, recent, a fost folosit laserul pentru a grava suprafața de zirconia. Un studiu microscopic (SEM) efectuat pentru a evalua influența diferitelor tipuri de lasere (Er:YAG – erbium doped – yttrium aluminum garnet – granat de ytriu aluminiu dopat cu erbiu), a dioxidului de carbon (CO2) și laser cu diodă) asupra proprietăților suprafeței netede a implanturilor din zirconia, a demonstrat că laserele diodă și Er:YAG nu au produs modificări de suprafață vizibile, în timp ce laserul CO2 a produs modificări distincte la zirconia [26].

3. OSTEOINTEGRAREA

Termenul de osteointegrare utilizat prima dată de Branemark în 1985 se referă la procesul de atașare a osului la suprafața implantului, care să reziste la forțele de forfecare și tracțiune [27]. Osteointegrarea este unul dintre cele mai importante criterii pentru aprecierea succesului tratamentului implantar și depinde în mod esențial de rugozitatea suprafeței. Apoziția osoasă depinde de rugozitatea suprafeței implantului.

Studiile au arătat că acoperirea cu zirconia a suprafațelor implanturilor de titan favorizează apoziția osoasă care s-a dovedit a fi mult mai bună decât în cazul implanturilor de titan neacoperite [28]. În timp ce apoziția osoasă directă poate apare pe diferite tipuri de suprafețe, sa demonstrat că un anumit grad de rugozitate a suprafeței este benefic în accelerarea apoziției osoase pe suprafața implantului [29-30]. Din acest punct de vedere, suprafața netedă a implanturilor de zirconia pare să fie un dezavantaj De asemenea, s-a constatat că rugozitatea implanturilor de zirconia sporește apoziția osului și are un efect benefic asupra rezistenței la forfecare interfacială, concluzie care ulterior a fost contrazisă de Hoffmann et al. Aceștia au evaluat histologic gradul de apoziție timpurie osoasă în jurul implanturilor vertebrale din zirconia la 2 și 4 săptămâni după inserare.

Implanturile din zirconia au demonstrat un grad ușor mai mare de apoziție osoasă (54% -55%) comparativ cu implanturile de titan (42% -52%) la 2 săptămâni, dar apoziția osoasă a fost mai mare în cazul titanului (68% %) decât pentru zirconia (62% -80%) la 4 săptămâni [31]. Akagawa si colaboratorii a examinat interfața inițială implant-os pentru un implant tip șurub de zirconia, în diferite condiții de încărcare. La 3 luni, nu s-a observat o diferență semnificativă pentru interfața os/implant între grupuri.

Aceiași cercetători au studiat osteointegrarea în jurul implantului din zirconia, cu diferite condiții de încărcare după doi ani de funcționare. Peste implant au fost aplicate trei tipuri de suprastructuri: (1) implant unic, (2) implanturi independente și (3) o combinație de implant și os. Din punct de vedere clinic, toate implanturile au fost stabile pentru o perioadă de încărcare de 24 luni, iar mucoasa peri-implantară a avut un aspect sănătos.Acelasi colectiv a examinat osteointegrarea în jurul unui implant tip șurub de zirconia în diferite condiții de încărcare, nu a evidențiat nici o diferență în raportul de contact os-implant între implanturile de zirconia încărcate și neîncărcate [32].

Aceste constatări au fost în concordanță cu un alt studiu care a comparat interfața os-implant în cazul implanturilor din zirconia cu a celor din titan [33]. Același rezultat a fost obținut de Dubruille și colab. într-un studiu în care au comparat interfața implant/os pentru 3 tipuri de implanturi: de titan, de alumină și de zirconia introduse în tesut osos la câine. La 10 luni, s-a obținut 68% pentru alumină, 64,6% pentru zirconia și 54% pentru titan, nefiind diferențe semnificative statistic între ele [34].

Scarano et al au studiat răspunsul osos la implanturile de zirconia pe o perioadă de patru săptămâni. A fost observată o cantitate mare de os nou format la contactul cu zirconia (68,4%), autorii concluzionând că implanturile de zirconia sunt biocompatibile și osteoconductive [35]. Kohal și colab au evaluat țesuturile moi și dure care vin în contact cu implanturile de zirconia sablate și le-au comparat cu implanturile de titan sablate și gravate acid (SLA). Interfața mineralizată obținută după 9 luni de vindecare și 5 luni de încărcare a fost de 72,9% pentru implanturile de titan și 67,4% pentru implanturile cu zirconia. Zirconia modificată cu laser a demonstrat o mai bună aderență a osteoblastelor datorită caracteristicilor mai bune de umectabilitate. Unele studii au arătat că implanturile de zirconia ar putea suporta incarcari mecanice pe o perioadă mai lungă de timp [14 ].

Într-un studiu realizat de Deprich et al, au fost comparate 24 de implanturi de zirconia tip șurub gravate acid, cu 24 de implanturi de titan pur comercial gravate acid. La 12 saptamani, s-au gasit dovezi ale succesului osteointegrarii ambelor materiale. Nu s-au obținut diferențe semnificative privind rezistența și rigiditatea legăturii dintre cele două implante [8]. Aceeasi cercetatori au comparat comportamentul osteoblastilor față de suprafețele structurate din zirconia si din titan. În prima zi, proliferarea celulară pe suprafețele de zirconia a fost similară cu cea a suprafețelor de titan. În ziua a-3-a, creșterea celulelor a fost semnificativ mai mare pe zirconia. În ziua a-5a, proliferarea celulelor a continuat să fie mai mare pe zirconia decât pe suprafețele de titan. În ultimul studiu efectuat de acest grup, vindecarea osoasă a implanturilor de zirconia a fost comparată cu aceea a implanturilor de titan gravate cu acid. Cu toate acestea, nu a fost observată o diferență statistic semnificativă între cele două grupuri.

Rezultatele au demonstrat că implanturile cu zirconia cu suprafețe modificate au condus la o osteointegrare comparabilă cu aceea a implanturilor de titan [8]. Franchi și colaboratorii au evaluat microscopic țesuturile din jurul unor implanturi din titan cu suprafața modificată prin acoperire cu zirconia sau gravate acid. După două săptămâni, toate implanturile au arătat formarea de noi trabecule osoase, spații medulare vascularizate și contact strâns cu osul preexistent. Aceiași autori au evaluat țesuturile pentru implanturi de titan având diferite suprafețe: netede, pulverizate cu plasmă și sablate cu zirconia. După 3 luni, s-a observat că morfologia suprafeței implantului a influențat puternic rata și modalitatea de osteogeneză. Suprafețele rugoase, în special cele sablate cu zirconia, păreau să favorizeze depunerea osoasă pe suprafața titanului [36]. Un studiu clinic realizat de Blaschke et al asupra implanturilor de zirconia a concluzionat că acestea sunt o alternativă viabilă la implanturile din titan, având pe lângă rezultatele estetice excelente, un grad mai ridicat de osteointegrare și un răspuns al țesuturilor moi superior celui al implanturilor vertebrale din titan [37]. Oliva et al au raportat în 2007 prima evaluare clinică a 100 implanturi de zirconia (CeraRoot, Spania) cu 2 rugozități diferite, pe subiecți umani, timp de 1 an. Două implanturi au eșuat după 15 zile, rata generală de succes raportată fiind de 98% [38 ]. Polietereterketona (PEEK) a fost sugerată ca alternativă pentru a înlocui titanul în realizarea implanturilor vertebrale.

Literatura de specialitate conține în acest moment un număr foarte mic de studii care să raporteze PEEK (polietereterketonă) ca material alternativ pentru implanturile vertebrale . În 4 din 5 studii in vitro, titanul a prezentat o proliferare celulară mai mare, angiogeneză, maturizarea osteoblastelor și osteogeneză comparativ cu PEEK; un studiu in vitro a observat rezultate comparabile indiferent de materialul implantului. În toate studiile efectuate pe animale, titanul neacoperit și acoperit a prezentat un comportament mai osteogenic decât PEEK neacoperit, în timp ce contactul implant/os observat în cazul PEEK acoperit cu hidroxiapatită (HA) și a implanturilor de titan acoperite a fost comparabil. PEEK nemodificat este mai puțin osteoconductiv și bioactiv decât titanul. Prin urmare, în forma sa nemodificată, PEEK nu este potrivit pentru a fi folosit ca implant vertebral.

Cercetări și studii pe termen lung trebuie să se concentreze pe îmbunătățirea bioactivității PEEK înainte de a fi utilizată ca implant vertebral [39]. Un experiment pe câini a comparat CFR-PEEK cu implanturile CFR-PEEK acoperite cu titan, inserate în femur și evaluate după 4, respectiv 8 săptămâni. Implanturile acoperite cu titan au prezentat o rată semnificativ mai mare a contactului implant/os, autorii concluzionând că adăugarea stratului de titan crește aparent biocompatibilitatea suprafeței implantului. Într-un alt studiu pe câini, implanturile din PEEK pur au fost inserate în mandibule lângă implanturi din titan, zirconia și din zirconia acoperit cu un strat de oxid de titan, cu scopul de a le evalua osteointegrarea. După 4 luni, implanturile din PEEK prezintă cel mai mic contact implant/os. În nici una dintre cele două investigații pe animale nu sau observat semne de inflamație sau reacții ale corpului străin, fapt care subliniază biocompatibilitatea PEEK.[40].

Datele existente în literatură privind implanturile vertebrale din PEEK demonstrează că PEEK este, în principiu, osteointegrat ca material biocompatibil in vivo. Investigații viitoare sunt necesare pentru a găsi modalități de îmbunătățire a comportamentului biomecanic pentru a obține o distribuție mai omogenă a incarcarilor la tesutul osos inconjurator, care nu a fost încă dovedit experimental. Articolele existente despre implanturile vertebrale din PEEK indică faptul că acestea ar putea reprezenta o alternativă viabilă pentru implanturile din titan, dar noi studii experimentale privind modularea chimică a PEEK par a fi necesare, în principal pentru a crește interfața os/implant și a minimiza distribuția incarcarilor catre tesutul osos [42].

CAPITOLUL XII: CONTRIBUTII PROPRII: PROIECTAREA SI EXECUTIA IMPLANTULUI INOVATIV

12.1 PRELUAREA SI PRELUCRAREA IMAGINILOR CT

In proiectarea implantului inovativ, s-a plecat de la prelevarea imaginilor CT si transformarea acestora in fisiere 3D.

In acest fel s-a reusit vizualizarea optima, tridimensionala, pe baza geometriei reale a zonelor supuse protezarii.

Figura 1: Import stiva de imagini in vederea reconstructiei 3D

Figura 2: Alegerea stivei de imagini stocate in folderul dedicat

Figura 3: Selectarea Test Study 1 in vederea realizarii proiectului dorit

Figura 4: Fereastra de import – caracteristici imagine

Figura 5: Selectarea secventelor de studiu in vederea conversiei

Figura 6: Validarea secventelor de studiu in vederea conversiei

Figura 7: Incarcarea imaginilor in Test Study 1

Figura 8: Validarea orientarii Anterior/Posterior

Figura 9: Validarea orientarii imginilor laterale

Figura 10: Finalizare – import complet al imaginilor in format tridimensional

Figura 11: Alegerea HU (Unitati Hounsfield) in conformitate cu tip imagini (Bone CT)

Figura 12: Definirea calitatii imaginii 3D (Optimal – recomandat)

Figura 13: Confirmarea selectiei complete 3D

Figura 14: Afisarea rezultatului 3D a stivei de imagini CT importate

Figura 15: Vizualizare ecran complet coloana vertebrala 3D

Figura 16: Vizualizare ferestre separate 3D si sagital/frontal/transversal

Figura 17: Vizualizare detaliata cu excluderea discurilor intervertebrale

Figura 18: Fereastra de calcul automat a HU (Unitati Hounsfield) si a volumului total

Figura 19: Fereastra de calcul a volumului/suprafetei/numarului de triunghiuri si puncte

Figura 20: Fereastra de mesh

Figura 21: Vizualizare marita: se observa structura neregulata a corpului vertebral

Figura 22: Fereastra de masurare precisa a corpului vertebral

Figura 23: Masurarea corpului vertebral – este posibila in orice sectiune CT

Figura 26: Optiunea de masurare intre 2 puncte de pe suprafata neregulata

Figura 27: Masuratori spatiale in diverse puncte ale ROI (Region of Interest)

Figura 28: Optiunea de masurare unghiulara

Figura 29: Activarea optiunii de „smoothing” (netezire a neregularitatilor)

Figura 30: Vizualizare cu evidentierea canalului medular

Figura 31: Izolarea unui singur corp vertebral din ansamblul general

Figura 32: Vertebra lombara izolata

Figura 33: Sectiune prin vertebra cu evidentierea tesutului spongios al corpului vertebral

12.2 PROIECTAREA STRUCTURII POROASE

S-a pornit de la ideea inovativa si care a captat foarte mult interes din partea cercetatorilor la momentul actual, de a crea structure poroase, capabile sa integreze tesut nou, integrat in noul implant.

Aceasta reprezinta o provocare majora pentru cercetatorii ce lucreaza in domeniul specializat de inginerie a tesuturilor si care dezvolta materiale biocompozite capabile sa accelereze repararea defectelor. In acest fel, se reduce atat timpul cat si costurile in ceea ce priveste reabilitarea pacientilor.

Figura 34: Proiectarea structurii poroase in SolidWorks 2018

Figura 35: Evidentierea structurii microporoase

Pentru testele initiale s-a ales o structura intretesuta, cu straturi successive dispuse cu orientari de 45 de grade unul fata de celalalt.

Figura 36: Fereastra de export STL in vederea transferului catre 3D printing

12.3. Materialul folosit: Polieteretercetona – PEEK

Acest produs termoplastic semi-cristalin este bazat pe rășină polietereteracetonă. Este un material foarte avansat din punct de vedere tehnologic, caracterizându-se printr-o combinație specială de remarcabile proprietăți mecanice, rezistență la temperatură și o excelentă rezistență la substante chimice.

Caracteristici:

Excelentă stabilitate dimensională

Greu inflamabil și cu proprietăți de auto-stingere

Rezistență ridicată la doze mari de radiații energetice

Bună rezistență la abraziune și la uzură

Raport excelent între rigiditate, rezistență și elasticitate

Bună aplicabilitate, termoplasticitate, bune proprietăți adezive și sudabilitate

Stabilitate dimensională ridicată la temperaturi calde

Stabil la temperatură continuă ridicată

Coeficient scăzut al extensiei liniare

Bună izolație electrică la temperaturi diferite

Polieter-eter-cetona este un polimer termoplastic organic incolor ce face parte din familia poliaril eter cetona, material folosit in aplicatiile ingineresti. A fost introdus pe piata de catre firma Victrex PLC, apoi Imperial Chemical Industries (ICI), la inceputul anilor 1980.

Polimerul polieteretercetona se obtine prin polimerizare graduala.

Figura 37: Structura chimica PEEK

In vederea imprimarii 3D, materialul este tras in fire cu diametrul de 1,75 mm. Acest material prezinta proprietati excelente de aderenta a straturilor succesive, fiind adecvat proceselor de imprimare 3D.

Imprimarea 3D mai este cunoscută ca și modelarea computerizată care poate fi executată printr-o varietate de metode și la care se poate folosi diferite tipuri de materiale, dar la baza oricăruia din ele stă principiul creării stratificate (în creștere) a unui obiect solid – tehnologia utilizată pentru a crea straturi.  Acest proces reprezintă crearea construcției reale după modelul 3D computerizat. Modelul 3D digital se salvează în formatul de fișier STL (Standard Template Library) și este transmis pentru a fi imprimat la imprimanta 3D. Apoi imprimanta 3D aranjează prin suprapunere strat după strat formând astfel obiectul real.

Imprimanta 3D se diferențiază de imprimanta obișnuită. Imprimanta 3D produce imprimarea obiectelor în spațiu 3D. Modelul 3D este construit pe calea de suprapunere a straturilor de materie. Acest proces mai este numit și machetare rapidă sau 3D imprimare.

In zilele noastre practic totul se poate face la imprimanta 3D: piese pentru industria aviatică, producerea de modele prototipuri în domeniul tehnic și industrial, crearea de decorațiuni și opere de artă, execuții arhitecturale, modele cu aplicație în industria modei, industria jucăriilor pentru copii, industria alimentară-culinară, în medicină, pentru protezare și producerea de implanturi (fragmente de schelet, oase, cartilaje). Totuși cele mai complexe obiecte se pot executa doar cu ajutorul imprimantelor 3D profesionale, iar acestea la rândul lor sunt foarte scumpe.

12.4 Fabricația aditivă prin depunere de filamente de material. Aspecte generale

Ne vom referi in ceea ce urmeaza la procedeul de fabricație aditivă (FA) cu depunere de filamente de material cunoscut ca FDM (Fused Deposition Modeling – denumire proprietară a firmei americane Stratasys, www.stratasys.com, principalul producător de mașini bazate pe acest principiu de formare a straturilor de material) sau FFF (Fused Filament Fabrication – denumire a procedeului dată de dezvoltatorii de mașini concepute ca inițiativă a RepRap, www.reprap.org).

Ne-am concentrat atenția asupra acestui procedeu având în vedere creșterea spectaculoasă a numărului de mașini instalate (tendință prezentă și în România), în special prin răspândirea mașinilor low-cost, asamblate din kit-uri sau construite de entuziaști. Această evoluție s-a manifestat accentuat începând cu 2009, an în care a expirat brevetul deținut de Scott Crump (co-fondator al firmei Stratasys) pentru FDM, ceea ce a determinat o adevărată avalanșă de modele noi de mașini de printare 3D, ca și o creștere a numărului și a tipului de aplicații în care se folosesc obiecte fabricate prin acest procedeu.

12.4.1 Procedura de lucru

Ca în orice procedeu de FA (Fabricare Aditiva), și în FDM se pleacă de la modelul digital tridimensional al obiectului de fabricat. Fișierul în format STL al obiectului, verificat și corectat în prealabil pentru a evita erorile, este importat în software-ul mașinii (QuickSlice, Catalyst sau Insight pentru mașinile Stratasys, sau Skeinforge pentru cele de tip RepRap). Utilizatorul selectează materialul, grosimea secțiunilor (de exemplu, 0.127-0.332 mm pentru mașinile produse de firma Stratasys), stilul de formare a straturilor și a structurilor suport – în funcție de cerințele specifice legate de aplicația pentru care este fabricat obiectul, apoi alege orientarea în care se va face construirea în manieră aditivă. Software-ul de preprocesare secționează obiectul virtual cu plane paralele între ele și perpendiculare pe direcția de construire. Curbele de intersecție generate prin intersecția dintre aceste plane și modelul STL, reprezintă traseele pe care duza de extrudare va depune materialele pentru obiect și pentru structura suport. Fișierul în format SML (Stratasys Machine Language), care conține traseele capului de extrudare, este apoi trimis către mașina de FA.

Figura 38: FA prin depunerea de filament de material – schemă de principiu (www.reprag.org)

Obiectul este construit pe o platformă (figura 38), în funcție de modelul de mașină utilizat, mișcările necesare formării fiecărui strat fiind realizate de capul de extrudare și/sau de platformă, de exemplu platforma deplasabilă pe axa z, capul de extrudare deplasabil pe axele x și y sau platforma deplasabilă pe axele x și y, capul de extrudare deplasabil pe z.

Capul de extrudare poate avea o singură duză care depune material sau două duze care depun rândurile de material pentru piesă și, respectiv, material pentru structura suport. Filamentul de material este extrudat în stare semi-topită, rândurile și apoi straturile de material aderând unele la altele până la formarea completă a obiectului. Pentru a obține o precizie ridicată de fabricare a obiectului, mișcarea de înaintare a filamentului de material în capul de extrudare trebuie să fie cuplată cu mișcarea capului de extrudare, astfel încât în timpul accelerării/decelerării la deplasarea pe traiectoriile de depunere, grosimea filamentului să poată fi menținută constantă. Dacă diametrul filamentului variază, și/sau filamentul alunecă printre role, rezultă o curgere insuficientă și astfel apar defecte (goluri) în piesă.

Figura 39: Formarea a 2 straturi successive prin deplasarea în zigzag a capului de extrudare (-45°, 45)

Depunerea materialului se face prin trasarea mai întâi a perimetrelor exterioare și interioare ale fiecărui strat, urmată de formarea stratului utilizând anumite modele de umplere, cel mai folosit fiind cel în zigzag (sau raster, figura 39), cu diferite orientări (0°, 90°), (-45°, 45°), (30°, 60°) etc. Aceste valori ale unghiului de raster influențează caracteristicile mecanice ale pieselor fabricate, cercetările (Ahn, 2002), (Sood, 2010), (Ziemian, 2012) evidențiind în mod clar această dependență. Pe lângă diametrul duzei de extrudare, grosimea stratului și unghiul de raster, un alt parametru de proces al FDM este distanța dintre două rânduri adiacente de material. Și valoarea acestui parametru influențează rezistența mecanică a obiectului fabricat.

În acest context, optimizarea valorilor parametrilor de proces, pentru atingerea diferitelor obiective legate de caracteristicile obiectului fabricat pentru o anumită aplicație, reprezintă un subiect foarte important de investigație în domeniu (Lee, 2005), (Peng, 2012), (Peng, 2014).

12.4.2 Structuri suport

După fabricarea obiectului, structurile suport utilizate sunt eliminate în două moduri, corespunzătoare celor două variante de structuri ce pot fi construite: prin dizolvare într-un rezervor cu soluție pe bază de apă, pentru structurile solubile în apă, respectiv prin ruperea legăturii dintre piesă și structura suport (procedeu mecanic), în cazul structurilor de tip break away (Grimm, 2003).

În FDM se construiesc structuri suport de bază pentru a evita depunerea primului strat de material al piesei direct pe platformă, pentru a asigura că primul strat de material piesă depus este orizontal, pentru părțile în consolă ale pieselor sau pentru pereții înclinați ai acestora, pentru porțiuni independente ale straturilor de material sau pentru construirea cavităților.

Figura 40: Structuri suport utilizate la construirea unei piese prin FDM

Structurile suport sunt fabricate ca niște coloane cu pereți subțiri (figura 40), putând fi eliminate ușor, fără deteriorarea piesei. În cazul în care atât materialul, cât și structura suport se construiesc cu aceeași duză (situație întâlnită frecvent la mașinile, pe care generic le denumim, RepRap), modelul depus pentru suport este mai rar, având o interfață slabă cu materialul pentru piesă.

Figura 41 prezintă câteva modele de piese fabricate din ABS (acrilonitril-butadien-stiren). Alte materiale de construcție folosite în procedeul FDM sunt PC (policarbonat), PC-ABS, PLA (acid poli lactic – material bioplastic) sau PPSU (polifenilsulfonă).

Figura 41: Exemple de piese fabricate prin FDM

Cauze ale defectelor în fabricația aditivă

Obiectele obținute prin FDM pot prezenta anumite tipuri de defecte, de suprafață și/sau defecte interioare, cauzate de: proces (limitări hardware, software și de strategia de construcție a straturilor), caracteristici ale materialului de construcție (neuniformitatea filamentului, proprietățile sale mecanice și/sau reologice etc.) sau de combinația primelor două (Argawala, 1996). Aceste defecte trebuie luate în considerare la proiectarea obiectului (v. conceptul de Design for Additive Manufacturing – proiectare pentru fabricația aditivă), la alegerea parametrilor de proces pentru FDM și la stabilirea tipului de operații de postprocesare.

Cele mai des întâlnite defecte de suprafață, care nu sunt însă caracteristice doar FDM-ului, ci tuturor procedeelor de FA, sunt determinate de efectul de scară (inerent stilului de construire prin suprapunere de straturi de material), respectiv de erorile de aproximare a suprafețelor curbe cauzate de formatul STL.

De asemenea, în cazul procedeului FDM, ultimul strat de material depus este striat, din cauza formei filamentului de material, în scopul îmbunătățirii aspectului suprafeței fiind necesare diferite operații de post-procesare.

Tot în categoria defectelor de suprafață pentru obiectele fabricate prin FDM intră și bavurile cauzate de structurile suport. După cum s-a menționat anterior, în funcție de tipul mașinii, materialul pentru structura suport și materialul pentru prototip pot fi depuse cu aceeași duză de extrudare, adică utilizând același material. În acest caz eliminarea structurilor suport lasă, uneori, bavuri fine sau găuri mici în suprafețele obiectului care se află în contact cu suportul.

Punctele de pe fiecare strat în care se începe, respectiv se încheie depunerea filamentului de material pentru perimetrul exterior, pot fi vizibile pe suprafața exterioară a obiectului dacă mișcarea capului de extrudare nu este coordonată cu cea a rolelor, apărând curgeri în exces, respectiv, în minus. Cu alte cuvinte, dacă rolele care aduc materialul în capul de extrudare se opresc din mișcare prea devreme, există posibilitatea formării unui gol la sfârșitul depunerii perimetrului, iar dacă rolele se rotesc mai mult timp alimentând duza, apare un exces de material ca o aglomerare de material sau o suprafață rugoasă (Agarwala, 1996).

În ceea ce privește defectele interne ale obiectelor fabricate prin FDM, acestea apar sub forma unor goluri sub-perimetrice cauzate de umplerea incompletă a stratului la schimbarea direcției capului de extrudare, în zonele unde segmentele raster se întorc în interiorul perimetrului. Atât diametrul duzei de extrudare, cât și unghiul dintre rând și curba perimetru determină mărimea acestor goluri, fiind necesare ajustări ale traiectoriei, în sensul depășirii perimetrului de capul de extrudare sau prin lărgirea segmentelor de întoarcere pentru a le aduce cât mai aproape de perimetru (Agarwala, 1996).

Goluri în interiorul pieselor mai pot să apară și din cauza unei legături slabe între rândurile de material, determinată de un diametru neuniform al filamentului sau de o lungime prea mare a rândului, acesta apucând să se răcească până când următorul rând este depus. Totodată, piesele fabricate prin FDM pot prezenta și deformări și contracții cauzate de tensiunile reziduale induse de ciclurile de răcire-încălzire (Peng, 2012). Astfel, pentru a evita apariția acestor fenomene, mai ales dacă straturile au o suprafață mare cu traiectorii lungi de depunere, mașinile FDM profesionale folosesc o temperatură controlată în interiorul spațiului de lucru, iar mașinile low-cost folosesc o platformă încălzită.

Apariția unora dintre defectele menționate mai sus poate fi prevenită printr-o orientare corespunzătoare a obiectului în spațiul de lucru al mașinii. De asemenea, structura suport (ca volum, poziție, zone de contact cu suprafețele piesei), precizia de formă și dimensională, calitatea suprafețelor, timpul și costul de construire sunt și ele influențate de orientarea de construire aleasă de operator.

12.4.3 Considerații legate de orientarea de construire a obiectelor în spațiul de lucru al mașinii

Continuăm prin prezentarea mai multor considerații legate de orientarea de construire a obiectelor în spațiul de lucru al mașinii.

Etapele care trebuie parcurse pentru fabricarea unui obiect în manieră aditivă prin procedeul FDM:

Obținerea modelului virtual tridimensional al obiectului de fabricat și exportul/salvarea acestuia în format STL;

Importul/deschiderea fișierului STL al obiectului în software-ul mașinii;

Orientarea obiectului STL în spațiul de lucru al mașinii (rotire, translatare);

Alegerea parametrilor de proces pentru FDM;

Secționarea obiectului, cu plane paralele între ele și perpendiculare pe direcția de construire;

Generarea structurilor suport (fișier format .SSL – Stratasys Sections Language);

Generarea rândurilor/traseelor de depunere a filamentelor (fișier format .SML – Stratasys Machine Language);

Transmiterea fișierului SML către mașină;

Construirea obiectului prin suprapunerea straturilor de material;

Post-procesarea obiectului (eliminarea structurii suport, prelucrarea suprafețelor etc).

Alegerea orientării optime de construire reprezintă una dintre problemele fundamentale în FDM (ca de altfel în toate procedeele de FA), influențând în mod semnificativ diferite aspecte cum ar fi: timpul și costul de construire, calitatea suprafețelor, precizia dimensională și de formă, caracteristicile mecanice, dar și volumul structurilor suport și poziția acestora față de obiect. Decizia referitoare la orientarea de construire se ia în funcție de geometria și de dimensiunile obiectului, ca și de alte caracteristici dictate de aplicația pentru care acesta este fabricat, experiența operatorului având un rol foarte important în această etapă de planificare a procesului. Din acest motiv, de o bună perioadă de timp, se desfășoară cercetări cu scopul de a automatiza selecția orientării optime pe baza anumitor criterii, acest lucru presupunând coroborarea informațiilor legate de specificul procedeului și parametrii de proces, de geometria obiectului și de modul în care caracteristicile obiectelor fabricate sunt influențate de orientarea de construire, aplicându-se, apoi, diferite tehnici de optimizare multi-criterială.

12.4.4 Parametri care influențează procesul tehnologic

Efectul de scară (figura 42)apare în toate procedeele de FA ca urmare a modului stratificat de construire. Pentru a rezolva această problemă se pot utiliza straturi de grosimi cât mai mici, ceea ce conduce la îmbunătățirea calității suprafeței, dar, evident și la creșterea timpului de fabricație. O altă soluție, mai des folosită în practică, are în vedere prelucrarea suprafețelor după fabricarea piesei (post-procesare), astfel încât ele să fie aduse la calitatea dorită. O a treia variantă de rezolvare a problemei efectului de scară este alegerea unei orientări corespunzătoare de construire. Astfel, efectul de scară poate fi diminuat prin selectarea unei anumite poziții de construire a obiectului, adică orientând suprafețele importante ale prototipului cât mai aproape de orizontală sau verticală.

Figura 42 Orientare pentru minimizarea efectului de scară (reprezentare exagerată a efectului de scară)

În procedeul FDM construirea se face folosindstructuri suport. Poziția și volumul acestora depinde nu doar de forma geometrică a obiectului de fabricat, ci și de orientarea acestuia pe platforma mașinii (figura 43). Dacă volumul structurii suport este prea mare, atunci poate fi necesar mai mult timp pentru eliminarea acestuia. În plus, suprafețele de contact dintre prototip și structura suport pot fi mai mari, cu efect negativ asupra calității acestora, știut fiind faptul că suprafețele obiectului care intră în contact cu structura suport au o rugozitate mai mare. Astfel, orientarea piesei trebuie să aibă în vedere și aspecte legate de structura suport. Cu alte cuvinte, piesa trebuie orientată astfel încât structura suport să poată fi eliminată (să nu fie blocată în interiorul piesei și, în cazul suporturilor de tip break away, să se asigure accesul pentru desprinderea structurii de pe piesă), pentru anumite aplicații putând fi necesar ca aria de contact cu suprafețele obiectului și volumul structurii suport să aibă valori cât mai mici din rațiuni legate de calitatea suprafețelor.

Figura 43 Două orientări de construire ale aceleiași piese: (a) nu necesită structură suport (exceptând suportul de bază), (b) necesită structură suport (capturi de ecran din software-ul Catalyst)

Alți factori influențați de orientarea de construire în FDM sunt timpul și costul de fabricație a obiectului. Timpul total de fabricare constă din timpul de depunere a materialului pentru piesă, a materialului pentru structura suport, timpul de deplasare al duzei și/sau platformei atunci când nu se depune material și timpul necesar pentru eliminarea structurilor suport (timp de post-procesare), fiind astfel evidentă legătura dintre orientarea prototipului și timpul total de construire. De asemenea, numărul de straturi necesare pentru construirea obiectului este dependent de orientarea acestuia, la rândul său influențând timpul total de construire.

Costul de fabricație al unui prototip FDM se calculează, de obicei, în funcție de timpul de fabricare și un coeficient care ține seama de costul de amortizare a mașinii, salariul operatorului și costul materialelor de construcție. Astfel, orientarea prototipului influențează și costul de fabricație a acestuia.

12.4.5 Precizia piesei în funcție de parametrii tehnologici

Precizia dimensională și precizia de formă depind, de asemenea, de orientarea de construire. Figura 44 prezintă o piesă prototip de tip carcasă, construită în două orientări, pentru care s-au măsurat și comparat preciziile dimensionale pentru găurile de pe suprafețele din planele orizontal, respectiv vertical, abaterea de la circularitate a acestora, ca și planitatea acelor suprafețele, toate acestea pentru ambele plane și pentru ambele orientări de construire. Rezultatele, în cazul analizat, au arătat că cea mai bună precizie dimensională se obține pentru entitățile geometrice (găuri) construite în plan vertical, explicația fiind aceea că, în plan vertical straturile de material au o grosime de 0,254 mm, iar în plan orizontal valoarea lățimii rândurilor de material este de 0,308 mm. De asemenea, cele mai mici abateri de la circularitate se obțin pentru găurile construite în plan orizontal. Măsurările nu au putut pune însă în evidență în mod clar dacă planitatea suprafețelor este sau nu mai bună decât a celor construite în plan orizontal.

Figura 44 Orientări diferite de construire pentru aceeași piesă – analiza preciziei dimensionale și de formă

Orientarea piesei în FDM trebuie să țină seama și de deformațiile care apar din cauza ciclurilor de încălzire-răcire a filamentelor de material. Astfel, dacă piesa este orientată astfel încât suprafața din plan orizontal (și lungimea rândurilor) este mare, între rândurile de material poate să apară o interfață slabă sau chiar goluri, deoarece un rând de material depus se răcește până la depunerea rândului adiacent și, astfel, nu mai aderă unul la altul. Prin urmare, uneori poate fi preferată orientarea unei piese ca în figura 45b, comparativ cu figura 45a.Dacă însă timpul de construire sau structura suport reprezintă criteriile de optimizare, se va prefera, în mod evident, orientarea din figura 4a.

Figura 45 Orientări de construire pentru aceeași piesă – aplicarea de criterii diferite de optimizare

Orientarea de construire influențează și proprietățile mecanice (rezistența la tracțiune, rezistența la compresiune), având în vedere modul specific de formare a rândurilor și a straturilor prin lipirea filamentelor de material semi-topit, piesele FDM au comportare anizotropică. Rezistența la compresiune, de exemplu, analizată în Ahn (2002), pentru o piesă de tip cilindru, este cu 15% mai mică în plan transversal decât axial (i.e. cu axa cilindrului în plan orizontal). În schimb, adeziunea dintre straturi este mai slabă decât cea dintre rândurile de material, prin urmare rezistența la întindere este mai bună pentru piesele orientate astfel încât solicitarea să se producă în direcția stratului și nu perpendicular pe acesta.

Revenind la problema optimizării, în contextul dependențelor multiple prezentate mai sus dintre diferite caracteristici ale obiectelor FDM și orientarea de construire a acestora, cercetările în domeniu iau în considerare aplicarea mai multor criterii. De exemplu, în Alexander (1998), se încearcă găsirea orientării optime din punct de vedere al timpului și costului de construire, propunându-se un model de cost care este particularizat pentru două tipuri de procedee de FA, și anume FDM și stereolitografie. De asemenea, autorii prezintă și o aplicație software care calculează cea mai bună orientare de construire astfel încât, în această ordine, să se minimizeze înălțimea, să se maximizeze stabilitatea obiectului și să se minimizeze volumul structurilor suport. Xu (1999), abordează problema orientării optime de construire a prototipurilor pentru mai multe procedee de FA. Costul de construire este ales drept criteriu principal de optimizare, iar timpul de construire și calitatea suprafeței sunt considerate obiective secundare.

Alți autori determină orientarea optimă de construire considerând precizia drept criteriu principal, iar timpul de construire și stabilitatea piesei drept criterii secundare în optimizare. În Frank (1995) se propune un sistem expert bazat pe diverși parametri ce influențează construirea prototipului și care recomandă pe baza cerințelor utilizatorului și a unei matrice de decizie, cea mai bună orientare a piesei. Masood (2000) și Massod (2003) se concentrează asupra minimizării erorii de volum, relevantă în special pentru FDM, datorită specificității procedeului. Thrimurthulu (2004) utilizează optimizarea bazată pe algoritmi genetici pentru a identifica orientarea de construire a pieselor fabricate prin FDM care maximizează calitatea suprafeței și minimizează timpul de construire.

Aceleași criterii sunt considerate și de Byun (2006), care aplică optimizarea multi-criterială considerând valoarea medie a rugozității suprafețelor (cuantificând astfel efectul de scară), timpul și costul de construire a obiectului. Li (2013) prezintă o metodă de optimizare bazată pe algoritmi genetici pentru două obiective și anume eroarea de volum și înălțimea piesei. Direcția optimă de construire este căutată în spațiul direcțional global cu ajutorul conceptului de sferă unitate. Chen (2013) studiază optimizarea calității suprafețelor pieselor fabricate pe o mașină Objet, analizând impactul orientării de construcție, dar și al grosimii straturilor de material. Rezultatele arată că rugozitatea suprafeței este mai bună pe direcție transversală, decât axială. De asemenea, studiul arată că, atunci când straturile de material sunt suficient de mici, curbura sau panta suprafețelor de-a lungul orientării de construire nu mai afectează calitatea suprafeței piesei.

Exemple de astfel de studii pot continua, cercetătorii concentrându-și atenția asupra optimizării orientării de construire pentru procedeele de fabricație pe straturi la modul general, sau asupra unor procedee particulare, în special stereolitografia și FDM-ul.

Cu toate acestea, din informațiile noastre, niciuna dintre soluțiile de optimizare propuse ca suport al deciziei, nu este inclusă actualmente în aplicațiile software ale producătorilor de mașini de FA, orientarea de construire fiind aleasă tot de operator.

Mai mult decât atât, unele studii sunt bazate pe piese cu geometrie simplă, iar concluziile lor nu pot fi generalizate pentru elemente geometrice mai complexe. În facilitarea selectării orientării de construire sunt folosite mai degrabă rezultatele acestor studii exprimate sub formă de reguli cum ar fi, de exemplu, aceea că de-a lungul direcției de construcție (axa Z) piesa are cea mai scăzută rezistență la întindere și la forfecare, Ahn (2002).

Astfel, pe baza experienței practice și a studiilor teoretice, sunt elaborate reguli de proiectare a pieselor de fabricat prin procedeul FDM.

12.4.5 Fabricația aditivă prin depunere de filamente de material. Aspecte privind proiectarea pentru fabricație

Figura 46: Etape in fabricarea unui obiect prin procedeul FDM

Procedeul de fabricație aditivă (FA) prin depunere de filamente de material se bazeaza pe mai multe reguli pentru proiectarea obiectelor fabricate prin FDM (Fused Deposition Modelling). Este vorba de particularizarea conceptului de Design for Additive Manufacturing (Proiectare pentru Fabricația Aditivă) pentru FDM, astfel încât să se valorifice la maximum avantajele acestui procedeu și să se evite cât de mult posibil punctele sale slabe.

12.5.1 Etape necesare în fabricația aditivă

Pentru a reaminti și pentru a fixa termenii, în figura 46 sunt prezentați pașii necesari pentru fabricarea unui obiect prin depunere aditivă de filamente de material.

Necesitatea de a proiecta piese/obiecte astfel încât să poată fi fabricate prin FA (în particular, prin FDM) la specificațiile dorite de utilizator este una reală, practică și extrem de actuală. În general se consideră că folosind procedee de FA se poate construi orice fel de formă geometrică. Dar obiectele fabricate trebuie să corespundă și altor cerințe, nu doar celor legate strict de geometrie.

În funcție de aplicație, precizia dimensională și de formă, timpul și costul de construire, rezistența mecanică sau calitatea suprafețelor, constituie aspecte la fel de importante.

Cu alte cuvinte, proiectarea unei piese ce urmează să fie fabricată prin FDM trebuie să aibă în vedere optimizarea geometriei prin considerarea simultană a aspectelor legate de specificul aplicației și de specificul procedeului.

12.5.2 Reguli de respectat la proiectarea pieselor realizate prin fabricație aditivă

Regulile ce vor fi prezentate în continuare (fără a avea nici pe departe pretenția exhaustivității lor) se bazează pe experiența proiectanților și a utilizatorilor, pe recomandările producătorilor, ca și pe studii teoretice și teste care au în vedere determinarea influenței valorilor parametrilor de proces specifici procedeului FDM (grosimea secțiunilor, diametrul filamentului, distanța dintre rândurile de material, stilurile de umplere a stratului), a orientării de construire sau a structurii suport, asupra capabilității de a construi piese cu anumite forme geometrice și dimensiuni, care să satisfacă totodată una sau mai multe dintre cerințele enumerate mai sus.

Mai mult decât atât, nu trebuie omis faptul că obiectele fabricate au caracteristici care depind și de modelul de mașină utilizat și de material, în acest sens fiind realizate și publicate studii de tip benchmarking. De exemplu, un studiu recent evaluează mașina CupCake de la firma MakerBot în ceea ce privește precizia dimensională, limitările geometrice și dimensionale ale elementelor geometrice (găuri, buzunare, bosaje de diferite forme și dimensiuni, pereți subțiri, pereți înclinați sau elemente geometrice în consolă), repetabilitatea și toleranțele geometrice și dimensionale. De asemenea, pentru piese fabricate pe mașina Ultimaker și din materialul PLA, în [2] sunt prezentate constrângeri geometrice generale, care ar trebui luate în considerare la proiectare, cum ar fi aceea că proprietățile mecanice sunt mai bune în planul x-y sau că grosimea pereților orizontali nu trebuie să fie mai mică de 1mm.

Modul în care materialul, orientarea de construire și traiectoria de depunere influențează caracteristicile mecanice și calitatea suprafețelor piesei sunt analizate și în [3-5]. Aceste studii au fost elaborate în cadrul unui proiect mai amplu al Universității Paderborn din Germania, denumit „Direct Manufacturing Design Rules”, care are în vedere definirea de reguli pentru elemente standard (plăci, elemente în consolă, pereți subțiri etc.) din componența pieselor care se fabrică utilizând trei tipuri de procedee de FA printre care și FDM (utilizând mașina Fortus, iar ca materiale de construcție: ABS și Ultem).

În [6] sunt studiate proprietățile mecanice ale pieselor FDM, fiind enumerate mai multe reguli pentru proiectanți și operatori:

să se aleagă o orientare de construire, care să asigure preluarea încărcării la tracțiune de-a lungul stratului și nu perpendicular pe acesta. De asemenea, trebuie ținut seama de faptul că rezistența la compresiune a pieselor FDM este aproape dublă în comparație cu rezistența la tracțiune;

creșterea rezistenței mecanice și a rigidității se poate obține dând o valoare negativă parametrului care stabilește distanța dintre rândurile de material;

să se acorde atenție proiectării muchiilor racordate ale pieselor, deoarece în aceste zone apar concentratori de tensiune, din cauza umplerii incomplete produse de discontinuitatea filamentului;

având în vedere faptul că rezistența la forfecare dintre straturi este mai mare decât cea dintre rânduri, dacă piesa finală este supusă unei astfel de solicitări, orientarea ei în timpul fabricării trebuie să se facă în consecință.

Recomandări privind alegerea parametrilor pieselor

Pe lângă aceste reguli care vizează rezistența mecani-că a pieselor fabricate prin FDM și care se referă mai mult la procesul de fabricație, în continuare se prezintă și recomandări generale pentru diferite aspecte legate de geometrie, dimensiuni, precizii și calitate a suprafețelor. Totodată, facem precizarea că modificarea valorilor parametrilor de proces poate permite, de exemplu, evitarea formării anumitor tipuri de goluri sau modificarea anumitor trasee cu opțiunea Custom Groups (disponibilă în software-ul Insight – Stratasys) pentru o mai bună umplere a stratului.

Pereți subțiri:

Grosimea minimă a pereților verticali ai pieselor FDM depinde de grosimea stratului de material. Se recomandă evitarea construirii de pereți verticali formați din straturi care au doar contur și care determină obținerea unei piese fragile. Astfel, în [7] sunt oferite următoarele sugestii generale de corelare a grosimii stratului cu grosimea minimă pentru pereții verticali:

O grosime de perete vertical sub 0,2 mm nu poate fi deloc obținută prin procedeul FDM. Mai mult, Stratasys [8] recomandă ca valoarea acesteia să nu fie sub 1,52 mm. De asemenea, pe cât posibil, grosimea prescrisă a pereților ar trebui să fie un multiplu exact al grosimii filamentului depus, evitând astfel formarea golurilor interioare;

Se recomandă ca pereții orizontali să nu aibă o grosime mai mică de 1mm [2];

Pereții subțiri ar trebui proiectați fără înclinare evitându-se astfel formarea golurilor în interiorul straturilor. Filamentul de material depus are o lățime constantă pentru fiecare rând, iar dacă grosimea peretelui variază în planul x-y, modificarea valorii ariei stratului face ca straturile să nu fie umplute complet. „Grosimea poate să fie variabilă la anumite nivele pe direcția z, dar cu valori discrete, nu în mod continuu cum este cazul unei înclinări” [8]. Iar în acest caz, efectul de scară pe suprafețele înclinate este și mai pronunțat.

Găuri:

Din cauza formatului STL și a modului de fabricare specific FDM, găurile circulare nu pot fi obținute cu o bună precizie. Astfel, dacă sunt necesare găuri cu precizie ridicată, se recomandă obținerea acestora după fabricarea piesei, în etapa de prelucrare secundară;

În FDM, diametrele găurilor fabricate au, în general, valori sub valoarea nominală;

Cele mai mici abateri de la circularitate le au găurile construite în planul x-y.

Dimensiuni:

Specialiștii firmei Stratasys [8] afirmă că FDM este procedeul optim pentru fabricarea pieselor de dimensiuni mici spre medii (între 25mmx25mmx25mm și 405mmx355mmx405mm), mașinile permițând obținerea unor toleranțe de minim 0,13 mm (acest lucru în absența operațiilor secundare de post-procesare). Valoarea minimă a grosimii stratului de material este de 0,13 mm pentru mașinile Maxum și Titan [9];

Se recomandă ca dimensiunile minime ale tuturor elementelor geometrice să aibă valori peste 2mm în planul x-y [10];

Se recomandă evitarea orientării piesei astfel încât suprafețele de dimensiuni mari să fie construite orizontal, deoarece, din cauza modului caracteristic de depunere a filamentelor și a ciclurilor de încălzire-răcire, apar deformații ale acestor suprafețe;

Precizia dimensională și de formă a elementelor geometrice este mai bună în plan vertical decât în plan orizontal, recomandându-se orientarea piesei în consecință.

Structuri suport:

Pentru piesele fabricate pe mașini FDM, suprafețele înclinate ale pieselor nu necesită structuri suport pentru unghiuri mai mari de 40-45o („regula lui 45o”) față de planul x-y [8], [11]. Dacă este posibil, se recomandă modificarea geometriei piesei astfel încât să nu fie necesară construirea structurilor suport, care au efect negativ asupra calității suprafețelor, a timpului și a costului de construire a piesei;

Se recomandă acordarea unei atenții speciale la proiectarea pieselor FDM astfel încât structura suport construită pentru anumite elemente geometrice să se poată elimina, adică să nu rămână blocată în interiorul piesei. Acesta este un aspect important, mai ales în cazul utilizării suportului de tip break-away, fiind necesar și să se asigure spațiu suficient pentru accesul sculelor necesare desprinderii structurii de pe piesă.

Text:

Textul poate fi construit embosat sau decupat în piesă [2];

Textul printat pe suprafețe verticale este mai vizibil și are precizie mai bună [2];

Dimensiunea minimă a textului este de 10 puncte bold pe fețe verticale, respectiv 16 puncte bold pe suprafața orizontală de sus a piesei [7].

Filete:

Se recomandă evitarea muchiilor ascuțite în proiectarea filetelor pieselor;

Filetele create prin FDM nu au o precizie ridicată, recomandându-se realizarea lor prin operații secundare de prelucrare;

Nu se pot crea filete cu un diametru la bază mai mic de 1,6mm [7].

Racordări:

Având în vedere modul de fabricare al pieselor FDM, racordările nu sunt necesare din punct de vedere tehnologic în acest procedeu [9];

Se recomandă prescrierea de raze de racordare cu valori peste 1mm [7].

Ansambluri și mecanisme:

Având în vedere că prin procedeul FDM se pot construi direct ansambluri de piese, se recomandă ca în planul x-y, jocul dintre piesele componente să aibă o valoare cel puțin egală cu lățimea stratului, în planul z valoarea jocului fiind egală cu grosimea stratului [2], [7].

În încheierea seriei dedicată procedeului FDM, invităm, din nou, cititorii cu experiență în fabricația aditivă să ne împărtășească din regulile pe care le utilizează în proiectarea și fabricarea obiectelor. Consider că doar prin partajarea informației și a cunoștințelor putem contribui la progresul domeniului și în România.

12.4.6 Imprimanta Zortrax M200

Printare:

LPD – Layer Plastic Deposition (depunere stratificată de plastic)

Este o tehnologie precisă de aplicare a materialului în vederea obținerii de printuri

detaliate și de acuratețe (90-400 microni).

Figura 47: Imprimanta Zortrax M200

Figura 48: Platforma de lucru si capul de extrudare

Una dintre principalele know – how de la începutul secolului XXI este considerat pe bună dreptate imprimarea 3D. Oamenii de știință au învățat cum să creeze modele 3D de orice fel până la mâncare și vase sangvine. La moment această tehnologie este încă destul de scumpă, dar faptul practic este că omenirea a făcut un progres tehnic imens în viitor, expresia „mașinile care imprimă mașini” acum nemaifiind văzută ca ceva ce ține de fantastic, pentru că astăzi imprimantei 3D îi este în putere să imprime o imprimantă 3D.

Astăzi pentru dispozitivele de imprimare 3D se folosește în calitate de materiale cel mai frecvent: Rășină fotopolimer, fir de plastic (PLA, ABS), pulbere ceramică, lut, compozite din plastic-lemn, plastic-carbon, plastic-celuloză etc.

Avantajele de bază a imprimantei 3D constă în aceea că fabricarea piesei se face în absența omului; excluzând nevoia de desenare sau calculare pentru fabricarea piesei. Cu ajutorul programelor se poate de privit la piesa care trebuie să fie executată din toate pozițiile, se poate de văzut mărimile reale, proporțiile, și încă de la etapa de modelare se poate de corectat deficiențele.

Procesul de imprimare este după cum urmează. Capul de imprimare se află pe sistemul de coordonate a imprimantei. Duza cap se deplasează pe coordonatele X și Y, împingând prin duză un anumit material. În timpul depunerii al celui de-al doilea strat se schimbă coordonata Z prin coborârea sau ridicarea platformei sau a capului.

Duza este foarte fierbinte în timpul funcționării, iar porțiunea rămasă a extruderului trebuie să fie rece, altfel filamentul începe să se topească prea devreme. Prin urmare , între zona „rece” și „caldă” la capătul extruderului este așezată izolația termică de obicei din plastic rezistent termic. De asemenea pentru răcire se mai folosește adesea un ventilator sau două de răcire în dependență de necesitățile puterea acesteia.

Figura 49: Detaliu duza/extruder

Figura 50: Detaliu cap printare/fir extrudare

Imprimanta M200 funcționează într-un sistem integrat. De aceea printează cu precizie dimensională și repetabilitate unică în segment. O suprafață mare de lucru și o selecție largă de materiale de calitate profesionistă și cu proprietăți diferite fac din Zortrax M200 o unealtă foarte versatilă.

Imprimanta este insotita de un software si un firmware upgradabil la cele mai noi versiuni aparute (inclusive versiuni beta), fara niciun cost suplimentar pentru utilizator.

12.6.1 Formate de schimb de date în fabricația aditivă: STL vs. AMF

În fabricația aditivă (FA), transferul datelor modelului virtual al piesei/ansamblului de fabricat către software-ul mașinii se face printr-un format de schimb de date denumit STL (acronim pentru Standard Tesselation Language, Standard Triangulation Language sau, după alte surse, Stereolithography). Acest format a fost dezvoltat în 1987 de Albert Consulting Group pentru firma 3D Systems și este, de facto, standardul de transfer de date către software-ul de planificare a proceselor de FA. Astfel, obiectul în format STL este importat în software-ul mașinii de FA, orientat în spațiul de lucru și secționat. Pe baza datelor secțiunilor obținute se generează traiectoriile pentru capul de imprimare, raza laser, capul de extrudare etc., în funcție de tipul procesului de FA utilizat pentru construirea obiectului.

12.6.2 Transferul de date la FA – fabricatia aditiva

Formatul STL constă dintr-o listă neordonată de fațete triunghiulare (B-rep triunghiulară), fără nicio altă informație topologică, decât aceea referitoare la orientarea fiecărei fațete. Sunt cunoscute două tipuri de reprezentări: reprezentările ASCII și reprezentările binare (Binary).

Ambele descriu coordonatele a trei puncte care formează un triunghi în spațiu și normala asociată acestora, determinată după regula mâinii drepte. Formatul binar generează un fișier de mărime mai mică (conform Fadel&Kirschman, 1996, 1/4-1/6 din mărimea fișierului ASCII), dar formatul ASCII poate fi mai ușor de citit și verificat vizual.

ASCII:

<STL file>::=<facet 1><facet 2>…<facet n>

<facet>::=<normal><vetex 1><vertex 2>  <vertex 3>

<normal>::=<lx><ly><lz>

<vertex>::=<x><y><z>

Binar:

<BINARY STL file format>::=<STL file entity name><fact number N><facet info>

<STL file entity name>::<80 bytes entity name, spaces are used to fill the blank>

<facet number N>::<4 bytes long integer>

<facet info>::<facet normal><facet vertices><2 bytes space><facet normal><facet vertices><2 bytes spaces>…

<facet normal>::=<lx,lz,ly, float, 12 bytes>

<facet vertex coordinates>::=<x1, y1, z1 ,x2, y2, z2, x3, y3, z3, float, 36 bytes>

Având în vedere acest mod de reprezentare, aproximarea suprafețelor curbe prin triunghiuri are implicații negative asupra calității obiectului fabricat, fiind definit un parametru (chord height), care exprimă distanța dintre suprafețele modelului 3D CAD și cele ale modelului teselat (suprafață generată prin utilizarea de module de suprafață elementare de tip triunghi plan). Astfel, cu cât numărul de triunghiuri este mai mare, cu atât modelul fizic ce va fi fabricat se apropie mai mult de cel proiectat, cu dezavantajul creării unui fișier STL de dimensiuni uneori foarte, foarte mari.

Prin urmare, este necesară stabilirea unui compromis, printre altele, în funcție de geometria piesei de fabricat, între calitatea aproximării și mărimea fișierului rezultat. (Nu trebuie omis și faptul că orientarea față de direcția de construire are, de asemenea, implicații asupra calității suprafețelor și a preciziei dimensionale și de formă a obiectului.)

Figura 51. Extras dintr-un fișier STL ASCII pentru o piesă de tip cub cu latura  de 50 mm

Actualmente, orice modeler 3D CAD poate exporta date în format STL, oferindu-se posibilitatea de a controla valoarea toleranței de conversie a modelului virtual în model STL. Ca exemplu, în software-ul CATIA V5 acest lucru se poate face prin modificarea valorii parametrului denumit 3D Accuracy(Tools→Options→General→Display→Performance→3D Accuracy).Tabelul 1 arată dependența dintre numărul de triunghiuri și mărimea fișierului STL pentru un obiect extrem de simplu, o sferă cu rază de 50mm.

Tabel 1

12.6.3 Avantaje și dezavantaje ale formatului STL

Sintetizând, avantajele formatului STL sunt următoarele:

Permite o conversie ușoară, formatul STL conținând doar o listă de triunghiuri plane, foarte simplu de codat, citit și verificat;

Este independent de sistemul CAD utilizat la obținerea modelului virtual al obiectului;

Admite o varietate mare a datelor de intrare, reprezentările tridimensionale putând fi convertite în reprezentări B-rep triunghiulare;

Oferă algoritmi simpli de secționare, datorită modului de reprezentare printr-o rețea de triunghiuri, operațiile executate asupra modelului fiind simple și precise;

Oferă posibilitatea împărțirii modelului, utilă atunci când spațiul de lucru al mașinii de FA nu este suficient de mare, obiectul fiind împărțit în mai multe părți construite individual și asamblate la final.

Figura 52. Vizualizarea în software-ul Netfabb a unei sfere modelată în CATIA

Punctele slabe ale formatului STL se referă la următoarele:

Suprafețele curbe se  aproximează prin fațete triunghiulare, cu implicații negative asupra calității suprafețelor;

Mărimea fișierului STL este mare și foarte mare, din cauza redundanței formatului;

Apar erori geometrice de tipul: goluri (triunghiuri lipsă), triunghiuri care se intersectează, triunghiuri duplicate, normale inconsistente sau fațete degenerate;

Nu permite includerea de metadate sau a altor cerințe referitoare la textură, microstructură sau materiale multiple (informații necesare având în vedere noile evoluții ale anumitor procedee FA).

12.6.4 Îmbunătățiri, progrese și tendințe ale software-ului pentru FA

Corectarea (repararea) fișierelor STL devine necesară din motivele menționate mai sus, în acest scop utilizându-se
software-uri specifice, gratuite sau nu, cum ar fi Netfabb (www.netfabb.com), MeshLab (meshlab.sourceforge.net), 3Deefab (www.3deefab.com), Magics (software.materialise.com/magics) etc.

Așadar, pentru a fi siguri că modelul tridimensional este corect și că poate fi secționat, trebuie verificată validitatea tuturor triunghiurilor acestuia, astfel încât să se asigure faptul că sunt îndeplinite anumite condiții: fiecare triunghi are câte o muchie comună cu triunghiurile adiacente și triunghiurile se intersectează doar în vârfurile comune, se respectă regula lui Euler pentru solide, triunghiurile nu au normalele orientate incorect etc. De-a lungul timpului au fost propuse mai multe soluții/algoritmi de corectare a fișierelor STL, putând fi menționate, în acest sens, cele publicate de: Makela&Dolenc, 1993; Li ș.a., 2002; Jamshidi, ș.a., 2005; Chao, ș.a. 2011.

Dezavantajele STL au făcut ca, aproape imediat după apariția sa, specialiștii în domeniu să-și dorească un alt format, dar timp de peste 25 de ani nu s-a reușit înlocuirea acestuia. Alte formate propuse nu s-au bucurat de succes: SLI (3D Systems Layer Interface Format), CLI (Common Layer Interface), SLC (3D Systems Layer Contour). Dar, standardizarea recentă în domeniul FA a vizat și schimbul de date CAD-mașină de FA, în acest scop fiind dezvoltat formatul standard AMF (Additive Manufacturing File).

FIGURA 53 Aproximarea suprafețelor curbe în formatul AMF (Lipson, 2009)

Formatul AMF (cunoscut poate unora sub denumirea mai veche de STL 2.0, Hiller&Lipson – 2009) este bazat pe XML, fiind ușor de comprimat, citit și scris. El este, de asemenea, compatibil cu STL.

Formatul AMF este astfel conceput încât să elimine inconvenientele STL, conținând secțiuni care permit definirea de materiale multiple (tag-ul <palette>), culori (tag-ul <color>), texturi (tag-ul <texture>) sau metadate (elementul <metadata>). De asemenea, calitatea reprezentării suprafețelor este îmbunătățită deoarece, pentru a elimina dezavantajul STL legat de aproximarea suprafețelor curbe, formatul permite adăugarea de vectori normali/tangenți în anumite vârfuri, obținându-se, astfel triunghiuri curbe. Tag-ul <constellation> permite administrarea obiectelor identice aranjate în pachete-constelații, a componentelor multiple sau a elementelor geometrice interne care se repetă, răspunzând, astfel, necesităților curente ale industriei FA.

Ca informație geometrică, un fișier AMF conține vârfuri și volume. Astfel, se definesc, mai întâi, toate vârfurile (o singură dată în comparație cu formatul STL, unde apar redundanțe în acest sens) și se ordonează, iar apoi, pentru fiecare volum sunt definite triunghiuri, fiecare ca un set de câte trei vârfuri.

Figura 54.Extras din fișierul în format AMF al unei sfere de rază 50mm

În figura 54 este prezentat un extras din fișierul în format AMF al sferei de rază 50mm. Dimensiunea acestuia este de 4,77Mb (și poate fi comprimat) comparativ cu 6,55Mb pentru STL.

FIGURA 55.Captură de ecran al editorului AMF

Pentru proiectare s-au luat in considerare dimensiunile reale preluate atat din imaginile CT cat si din literatura de specialitate. S-a adaptat implantul la forma anatomica si s-au lasat microstructuri tip lattice pentru a permite cresterea de tesut si biointegrarea.

Pentru a putea fi transmise catre masina de sinterizare, fisierele de tip STL trebuie sa fie corectate, pentru a nu avea erori ale suprafetei triangulate, ceea ce ar conduce la imposibilitatea de a trece la pasul urmator si anume de e genera felierea volumului (pot aparea de exemplu contururi deschise, care, inevitabil nu pot fi tiparite).

Fisierele STL reprezinta un model 3D prin aproximarea suprafetelor exterioare folosind pentru aceasta o multitudine de triunghiuri (a se vedea figura de mai sus). Aceste triunghiuri creeaza o retea 3D (sau mesh) de puncte, muchii si fete. Acest mesh defineste volumul modelului.

Un fisier STL este printabil 3D doar in cazul in care fiecare muchie este conectata exact cu doua fete. In acest fel, modelul 3D este reprezentat cu acuratete si fara nicio eroare.

PROCESUL DE SINTERIZARE LASER PENTRU PULBERI DE PLASTIC BIOCOMPATIBILE

Informatii referitoare la procesul de sinterizare laser

Procesul din punct de vedere fizic

Principiul de baza al procesului de sinterizare laser consta in topirea straturilor de plastic folosint un laser cu bioxid de carbon.

In timpul procesului de sinterizare laser, pulberea de plastic este incalzita rapid la o temperatura ce depaseste punctul de topire, prin expunerea la un fascicul laser. Un corp solid este fabricat prin aceasta incalzire urmata de racirea ulterioara.

In fiecare strat sectiunea transversala a pieselor este expusa folosind fasciculul laser astfel incat zonele expuse se unesc cu straturile de dedesubt ce au fost deja solidificate.

In acest mod piesele tridimensionale sunt fabricate strat cu strat.

Principiul procesului

Procesul de constructie:

La inceputul procesului de fabricatie, platforma de constructie este deplasata in pozitia sa de start si un strat de baza din pulberea de plastic este aplicat pe platforma de lucru. Dupa aceea masina este incalzita.

Odata ce faza de incalzire este completa, procesul automat de constructie incepe.

Prin expunerea la un fascicul laser controlat de computer, pulberea de plastic este solidificata conform datelor geometrice calculate ale piesei. Apoi, platforma de constructie este coborata cu echivalentul unei grosimi de strat si un nou strat de pulbere de plastic este aplicat. Acest proces este repetat continuu pentru a produce piesa aflata in patul de pulbere.

1 Aplicare (recoat)

2 Incalzire

3 Expunere

4 Coborare

Factori care afecteaza procesul de sinterizare laser:

Procesul de sinterizare laser este afectat de urmatorii factori:

Temperatura de constructie

Expunerea

Efectele legate de process

Conditiile ambientale

Pentru a se asigura cerintele de calitate impuse piesei sinterizate, acesti factori trebuie luati in calcul la setarea parametrilor masinii, parametrilor de material si parametrilor de expunere.

Temperatura de constructie:

O conditie prealabila pentru un proces de sinterizare fara probleme este temperatura optima de constructie. Temperatura de constructie recomandata este listata in foaia de parametri „parameter sheet” a masinii si de tipul de masina si pulberea de plastic utilizata.

Temperatura de fabricatie = temperatura camerei de procesare

La o temperatura de constructie excesiv de scazuta, zonele exterioare ale unui strat se incovoaie in sus. Acest comportament este denumit ondulare.

Temperatura de constructie trebuie crescuta in trepte pana in momentul in care fenomenul de ondulare nu mai apare.

1 Piesa de test cu evidentierea colturilor drepte in conditii de fabricatie la temperatura optima

2 Patul de pulbere

3 Piesa de test cu evidentierea colturilor ondulate in conditii de fabricatie prea scazuta

Cu o temperatura de constructie excesiva, in cel mai rau caz, toata pulberea de plastic din zona de fabricatie se poate topi. Inainte insa de aparitia acestui fenomen, va aparea material topit pe lama dispozitivului de aplicat straturi, dungi in patul de pulbere, iar piesele se vor dezasambla.

In acest caz, temperatura trebuie redusa in trepte, pana cand acest fenomen dispare.

Un indicator al temperaturii optime de constructie este consistenta pulberii de plastic in containerul intersanjabil racit si in timpul separarii pieselor din pulbere.

Folositi un deget pentru a apasa in diferite zone ale patului de pulbere.

Suprafata patului de pulbere nu trebuie sa se fi solidificat. Consistenta pulberii trebuie sa fie afanata si nu intarita.

Daca piesele pot fi desprinse cu dificultate datorita aderentelor de pulbere, aceasta situatie poate indica o temperatura excesiva de fabricatie.

Expunerea:

In timpul expunerii unui strat, conturul, adica marginea piesei, precum si aria cuprinsa intre marginile acesteia, sunt expuse folosind un fascicul laser. In timpul acestui proces, pulberea de plastic este topita si adera la stratul inferior.

(1) Conturul

(2) Linia de contur (centrul traiectoriei fasciculului laser pentru expunerea conturului)

(A)Linille de hasura (centrul traiectoriei fasciculului laser pentru expunerea interiorului conturului)

In timpul expunerii, se formeaza o zona expusa de plastic solidificat pe circumferinta fasciculului laser.

1 Diametrul fasciculului laser ~ 0.5 mm

2 Zona de solidificare a fasciculului laser ~ 0.65 mm

Pentru precizia dimensionala a pieselor, dimensiunea zonei de solidificare trebuie luata in calcul in timpul procesului de expunere. Aceasta dimensiune a zonei de solidificare este dependenta atat de materialul pulverulent cat si de tipul de expunere ales. Variatia dimensionala este compensata prin ofsetul fasciculului laser.

Offsetul fasciculului laser la expunerea conturului:

In cazul in care traiectoria centrului fasciculului laser se deplaseaza de-a lungul conturului nominal al piesei in timpul expunerii, conturul piesei este augmentat cu raza zonei de solidificare a fasciculului laser. Offsetul fasciculului laser compenseaza aceasta augmentare a conturului, prin deplasarea centrului traiectoriei fasciculului laser catre interior.

1 Conturul actual (fara offset al fasciculului laser)

2 Conturul nominal (cu offset al fasciculului laser)

3 Centrul traiectoriei fasciculului laser

4 Offsetul fasciculului laser

A Expunerea conturului (fara offset al fasciculului laser)

B Expunerea conturului (cu offset al fasciculului laser)

Offsetul fasciculului laser la expunerea conturului:

In timpul expunerii zonelor din interiorul conturului, offsetul fasciculului laser deplaseaza traiectoria centrului fasciculului laser de la conturul nominal cu valoarea introdusa catre interiorul piesei.

1 Conturul actual (fara offset al fasciculului laser)

2 Conturul nominal (cu offset al fasciculului laser)

3 Centrul traiectoriei fasciculului laser (exposure of enclosed area of the layer)

4 Centrul traiectoriei fasciculului laser (exposure of contour)

5 Offsetul fasciculului laser

A Expunerea in interiorul conturului (fara offset al fasciculului laser)

B Expunerea in interiorul conturului (cu offset al fasciculului laser)

C Expunerea conturului (cu offset al fasciculului laser)

Tipuri de expunere:

Tipurile de expunere sunt definiti de parametrii de expunere. In functie de setarile parametrilor, aceste tipuri de expunere afecteaza ata proprietatile mecanice si rugozitatea suprafetei piesei, cat si viteza de expunere. Fiecare tip de expunere poate fi alocat oricarei piese.

PA 2200 – performance 1.0 (100 micrometri grosime de strat) (PA12)

Pulberea de culoare alba, fina, tip PA 2200 are la baza poliamida 12 (sau nylon 12).

Structura chimica a nylon-12

Nailon 12 este un polimer cu formula [(CH2)11C(O)NH]n. Este doar unul dintre numeroasele tipuri de polimeri nailon.

Sub forma de pulbere pentru prototiparea rapida are un profil al proprietatilor mecanice, fizice si chimice echilibrat, ceea ce il recomanda pentru o larga varietate de aplicatii. Piesele rezultate prin sinterizare laser din acest tip de material au proprietati excelente de material:

– rezistenta si duritate ridicate

– rezistenta chimica buna

– excelent comportament stabil pe perioade indelungate de folosire

– selctivitate ridicata si rezolutii ale detaliilor foarte bune

– posibilitati diverse de finisare (metalizare, vopsire/lacuire la cald, slefuire cu vibratii, lipire, acoperire cu pulberi)

– biocompatibilitate in concordanta cu standardul EN ISO 10993-1 si USP/level VI/121 oC (cu exceptia bauturilor alcoolice tari)

– certificata FDA (Food and Drug Administration – Administratia pentru Alimente si Medicamente – Statele Unite ale Americii)

Aplicatiile tipice ale acestui material sunt piese de plastic functionale de inalta calitate. Datorita proprietatilor mecanice excelente ale materialului, acesta este des folosit pentru a inlocui procedeele de obtinere ale pieselor prin matrite de injectie. Biocompatibilitatea materialului permite folosirea lor pentru proteze si piese cu rezistenta mare la abraziune (conexiuni de piese in miscare).

In prototiparea rapida, prin sinterizare selectiva cu laser, parametrul de grosime al stratului de 100 micrometri asigura pieselor finite atat parametrii geometrici cat si mecanici optimi, la o viteza de constructie ridicata. Rezulta piese ce rezista la incarcari mari mecanice, mai ales cand solicitarile sunt multiaxiale in toate cele trei directii. Aceste piese sunt caracterizate de rigiditate si cel mai inalt grad de rezistenta izotropica. Stratul de 100 de microni asigura si o calitate a suprafetei foarte buna si detalii de rezolutie inalta.

Proprietatile pieselor fabricate folosind tehnologia de fabricatie aditiva (Sinterizare Laser, Stereolitografie, Modelare prin Extrudare Termoplastica, Tiparire 3D) sunt, datorita formarii strat cu strat, dependente de orientarea piesei pana la un anumit punct. Acest lucru trebuie luat in considerare ata in momentul proiectarii piesei cat si la orintarea piesei pe masa masinii.

Structurile celulare solide, care includ structurile poroase, structurile de tip fagure, precum si structurile de tip lattice sunt folosite pentru ca poseda o serie de proprietati foarte utile.

Principala caracteristica ce le recomanda este structura usoara, dar nu este deloc de neglijat nici capacitatea lor de a absorbi in mod eficient energia la compresiune, de unde rezulta o rezistenta mare la compresiune pentru o componenta relativ usoara.

De asemenea, acest tip de structuri actioneaza si ca schimbatoare de caldura locale si amortizeaza vibratiile si sunetele.

Aceste proprietati enumerate mai sus, adaugate la capabilitatile de fabricatie aditiva de a crea structuri foarte complexe tip lattice, fac structurile celulare solide atractive pentru aplicatii mecanice avansate.

Rigiditatea structurilor celulare solide, comjugata cu porozitatea ce poate fi controlata permit acestora sa fie utilizate ca structuri ce asigura osteointegrarea si refacerea tisulara.

GYROID

Este dat de functia: sin(x)*cos(y)+sin(y)*cos(z)+sin(z)*cos(x)

Capitolul XIII: Directii viitoare de cercetare

Cercetarile efectuate privind realizarea de elemente mecanice si micromecanice prin sinterizare selectiva cu laser pentru protezarea tesuturilor dure umane au avut drept scop stabilirea unor metode si tehnologii optime si solutii de constructie 3D originale pentru a asigura o dezvoltare durabila a domeniului de biomecatronica conjugat cu tehnologii de fabricatie aditiva, atat pe plan national cat si international.

Pentru a realiza acest deziderat am intreprins o activitate de cercetare amanuntita a lucrarilor stiintifice publicate in reviste cu factor de impact ridicat referitoare la tehnologiile de fabricatie aditiva (cunoscute si drept prototipare rapida) cu aplicatii directe in biomecatronica, dar nu numai. Am realizat un studiu cuprinzator in ceea ce priveste posibilitatile, tehnologiile si metodele folosite in prezent, urmarind sa aduc contributii proprii, noi, care sa augmenteze volumul de cunoastere din acest domeniu. Domeniul si tematica aleasa pentru aceasta lucrare imbina doua domenii ale cunoasterii aflate pe un trend ascendent in ceea ce priveste interesul si cererea pietei.

Urmare a studiului efectuat pe parcursul perioadei de cercetare, am identificat solutii noi, inovative, care sa raspunda cerintelor din industria biomecatronicii, dar care se constituie si in solutii cu aplicabilitate mai larga: auto, aeronave, mecatronica, stiinta materialelor, bioinginerie, inginerie reversibila.

Prin inginerie reversibila si proiectare 3D cu software CAD/CAM dedicat, am elaborat o solutie inovativa si practica de implant pentru protezarea tesuturilor dure umane cu posibilitatea de a fi adaptat atat pentru intreaga coloana vertebrala cat si pentru alte zone de tesut dur. In vederea acestui lucru s-a pornit de la anatomia reala a pacientului, bazata pe imagini preluate de la computer tomograf (CT).

In cadrul acestei teze de doctorat s-au realizat mai multe tipuri de implanturi sau variante ale acestora, studiindu-se posibilitatea de a fi functionalizate cu nanotuburi de carbon, ranforsate cu elemente de carbon, sau augmentate cu hidroxiapatita.

S-au folosit instalatiile si echipamentele de la Institutul National De Cercetare – Dezvoltare Pentru Metale Neferoase Si Rare – IMNR – Laboratorul de Nanomateriale si Laboratorul de Caracterizari Microscopice, Institutul Național de Cercetare-Dezvoltare pentru Mecatronică si Tehnica Masurării (INCDMTM) – Laboratorul de Biomecatronica si Laboratorul de Prototipare Rapida

S-au efectuat teste, masuratori si analize asupra unor elemente cu structura lattice din hidroxiapatita la ICMCB – Institut de Chimie de la Matière Condensée de Bordeaux CNRS – UPR 9048 din Bordeaux – Franța. (stagiu pregatire – 1 luna)

De asemenea, s-au studiat proprietatile materialelor ceramice sinterizate la Italian National Agency for New Technologies, Energy and Sustainable Economic Development (ENEA) din Santa Maria di Galeria – Roma. (stagiu pregatire – 1 saptamana)

S-au studiat si proprietatile senzorilor incapsulati in sisteme mecatronice miniaturizate la firma JLM Innovation GmbH, Tubingen, Germania, in vederea unei posibilitati de a integra sisteme mecatronice inteligente in implanturi, ceea ce ar putea constitui premiza pentru un viitor program postdoctoral. (stagiu pregatire – 2 luni)

Rezultatele obtinute au scos in evidenta superioritatea tipului de implant realizat fata de solutiile clasice, astfel incat s-au dus la indeplinire obiectivele propuse la debutul perioadei de cercetare. Eficienta implantului realizat este data de usurinta in utilizare, de faptul ca poate fi adaptat in diverse zone ale coloanei vertebrale (cervicale, toracice, lombare) si poate fi customizat pentru diverse tipuri de obiecte 3D celulare solide, nu numai in industria biomedicala dar si in cea auto, aerospatiala, mecatronica.

In continuare, am realizat masuratori 3D pe echipamentele mecatronice cu senzori non-contact existente in cadrul INCDMTM Bucuresti care au confirmat posibilitatea aplicarii acestora in controlul integrat 3D, adaptabilitatea precum si modul eficent de utilizare.

 in colaborare cu domnul Prof. Univ. Dr. Ing. Gheorghe Gheorghe precum si cu cercetatori din cadrul laboratoarelor INCDMTM am identificat o solutie solutie non-contact originala care sa asigure adaptabilitatea si eficienta sistemului mecatronic de control 3D in diverse conditii de exploatare. Astfel, dupa caracterizarea tuturor tipurilor de sisteme mecatronice si tehnologii de control non-contact am luat hotararea de a utiliza tehnologia de scanare laser.

 am efectuat teste noi pe proceduri originale pt piese din industria auto care au constat in scanarea tridimensionala a acestora si prelucrarea datelor prin procedeul de digitalizare.

 am constatat ca utilizarea acestui procedeu contribuie la cresterea eficientei solutiei alese prin adaptibilitate si datele culese in urma proceselor de scanare si digitizare observand si demonstrand ca eficienta sistemului este reala.

 in continuare am realizat un prototip functional original pe baza solutiei alese si am dezvoltat o noua tehnologie inteligenta de control integrat 3D pentru acesta. Cu ajutorul acestui prototip am realizat o serie de teste functionale in vederea eficientizarii solutiei alese in laborator pe o serie de piese din industria auto.

 rezultatele obtinute au evidentiat eficienta sistemului fata de solutiile clasice reusind astfel sa indeplinesc obiectivele propuse la inceputul perioadei de cercetare. Eficienta sistemului este data de usurinta in utilizare, adaptabilitatea acestuia, precizia de masurare si noua tehnologie de control integrat 3D non-contact.

Apreciez ca directiile viitoare in cercetarile cu noile sisteme mecatronice de control integrat 3D pentru cresterea eficientei controlului pieselor din industria auto ar fi urmatoarele:

• imbunatatirea preciziei de pozitionare si deplasare a sistemului mecatronic de control integrat 3D;

• imbunatatirea sistemului mecatronic de scanare 3D si a procedeului de digitalizare;

• dezvoltarea de noi softuri de digitalizare si control pentru sistemul 3D realizat;

• eficientizarea pretului de realizare si intretinere a sistemului. 325

Apreciez, de asemenea, ca este necesara dezvoltarea noului sistem mecatronic de scanare 3D sau utilizarea unui alt sistem de scanare 3D non-contact mixt cu urmatoarele directii de cercetare:

– telecontrolul integrat inteligent cu sisteme mecatronice sau cyber-mecatronice cu scanare laser pentru diferite procese industriale, economice si societate (auto, aerospatial, medical si biomedical, agricol, nanotehnologii etc);

– telemonitorizarea si telementenanta pentru echipamentele mecatronice inteligente sau cyber-mix-mecatronice de scanare 3D cu laser;

– creare de noi sisteme cyber-mecatronice sau cyber-mix-mecatronice de control integrat cu scanare laser;

– integrarea noilor sisteme cyber-mecatronice sau cyber-mix-mecatronice de control integrat cu scanare laser in „sistemele cyber-fizice” aferente noii societati informationale, post-informationale, neurale si post-neurale.

Optimizarea formei constructive

Introducerea de senzori

Introducerea de HPA

Optimizarea sistemelor de prindere

Optimizarea structurilor cercetate isi vor gasi aplicatii in supercapacitori experimentali, celule solare si membrane nanoporoase.

Capitolul XIV: CONCLUZII

Având în vedere varietatea largă de biomateriale existente pe piață la momentul acesta, este de importanță capitală o foarte bună cunoaștere a caracteristicilor și mai ales a indicațiilor fiecărui tip de implant. Pe baza datelor existente la acest moment în literatura de specialitate referitoare la comportamentul mecanic, biologic și clinic al celor mai utilizate tipuri de implanturi vertebrale, se pot formula următoarele concluzii: – implanturile din Titan si-audemonstrat în timp proprietățile mecanice și fizice. Deși titanul este recunoscut ca un material biocompatibil, o serie de studii clinice asupra dermatitelor de contact sau a reacțiilor granulomatoase la dispozitivele din titan pun în discuție o eventuală alergie sau hipesensibilitate la titan. În plus, rezultatele unor studii sugerează posibilitatea ca aceste metale să inducă o imunomodulare și autoimunitate nespecifică. O altă problemă ar putea apărea datorită diferenței de gradient între modulul de elasticitate al implantului de titan și a osului său înconjurător. Acest lucru poate provoca stres la nivelul interfeței implant-os în timpul transferului de sarcină care poate duce la pierderea osoasă perimplantară. – implanturile din Zirconia au proprietăți potrivite pentru un implant vertebral, biocompatibilitate, osteoconductivitate, răspuns favorabil din partea țesuturilor moi și estetică datorită culorii sale și a transmisiei luminii. Rezistența este bună, dar mai mică decât a titanului. Osteointegrarea este inferioară celei a titanului, dar poate fi optimizată prin metode de modificare rugozității suprafeței, deși procedeele sunt mult mai dificile decât în cazul titanului. Sunt necesare studii clinice pe termen lung pentru a evalua performanțele clinice ale implanturilor de zirconia și a le recomanda pentru utilizarea de rutină în practică. – implanturile din Polietereterketona (PEEK) au fost sugerate ca alternativă pentru a înlocui titanul în realizarea implanturilor vertebrale iar literatura de specialitate conține în acest moment un număr foarte mare de studii care le recomanda cu certitudine. Sunt necesare insa multe studii comparative pe animalele și studii clinice pentru a determina potențialul PEEK ca alternativă viabilă la titan.