Artoplastia totala de genunchi reprezinta o solutie in tratamentul a numeroase afectiuni articulare insotite de durere si incapacitate functionala. [308246]

Introducere

Scopul lucrarii este acela de a crea, [anonimizat], adaptat fiecarui individ. [anonimizat], pe care isi propune sa o conserve, prin fundamentarea stiintifica si dezvoltarea de tehnologii care sa respecte si sa mentina caracterul particular al fiecarui individ.

[anonimizat], [anonimizat], [anonimizat].

In acest context obiectivele specifice ale proiectului se regasesc in: [anonimizat], [anonimizat]; [anonimizat] a formei și structurii oaselor pornind de la imagini CT sau MRI; demonstrarea posibilității de obținere a [anonimizat] 3D generate de calculator. [anonimizat].

Articulația genunchiului se află între capătul distal (inferior) al femurului (osul coapsei) și capătul proximal (superior) al tibiei. în partea anterioară a genunchiului se găsește rotula (patela), suprafața convexă care poate fi palpată cu ușurință sub piele.

Genunchiul este o articulație sinovială  adică o [anonimizat] o membrană care căptușește cavitatea articulară.[1]

Artoplastia totala de genunchi reprezinta o solutie in tratamentul a numeroase afectiuni articulare insotite de durere si incapacitate functionala.

Datorita scaderii pretului implantelor si a [anonimizat] 2004 in SUA s-au practicat cu 53% mai multe artoplastii totale de genunghi decat in 2000,in prezent numarul lor ajunge la peste 450000 de interventii anuale.Se estimeaza ca pana in 2030 numarul de operatii sa ajunga la numarul de 3.48 milione pe an.[2]

De ce este recomandata artroplatia generala de genunchi?

Nu exista contraindicatii absolute legate de varsta sau greutatea corporala in ceea ce priveste artroplastia totala de genunchi.

Recomandarea pentru interventie se bazeaza pe gradul de durere si dizabilitate al pacientului si nu pe varsta. Majoritatea pacientilor care sufera o artroplastie de genunchi au varste cuprinse intre 50 si 80 de ani. [anonimizat], cu artroza.[3]

Mai mult de 90% din pacientii care au optat pentru artroplastia totala de genunchi au confirmat disparitia durerii de genunchi si o crestere a calitatii vietii prin usurarea efectuarii activitatilor zilnice. [anonimizat] a fi dezvoltat aceasta afectiune.[3]

[anonimizat],o persoana care a sferit o interventie chirurgicala ii este permis sa conduca un autoturism dupa 4-6 saptamani de la interventia chirurgicala.

Recuperare

Durata de spitalizare este de 7 pana la 14 zile, in functie de evolutia imediata a pacientului, de modul in care incepe recuperarea.  După recuperare completă, pacienții pot efectua o varietate de activități cum ar fi plimbări, înot, golf, mersul pe bicicletă, drumeții ușoare etc. Totodată trebuie evitate activitățile cu impact mare asupra articulației cum ar fi alergatul, schi, tennis și alte sporturi care implică saltul pe genunchiul operat.[4]

Cand se recomanda interventia ?

Exista mai multe motive pentru care chirurgul ortoped va poate recomanda artroplastia totala de genunchi. Pacientii care beneficiaza de aceasta procedura se confrunta adesea cu:

Durere severa de genunchi sau rigiditatea genunchiului care limiteaza activitatile zilnice, inclusiv mersul pe jos, urcatul scarilor, coboratul si urcatul din/in masina. Pacientul poate avea dureri severe la mersul pe jos, pe distante scurte si poate avea nevoie de un baston sau cadru.

Durere moderata sau severa de genunchi care nu cedeaza in timpul repausului diurn sau nocturn.

Inflamare cronica a genunchiului care nu cedeaza dupa administrarea medicamentelor sau in urma repausului.

Deformarea genunchiului – arcuirea spre interior sau exterior.

Lipsa de raspuns la alte tratamente, precum medicatia antiinflamatorie, injectiile cu cortizon, injectiile de lubrifiere (cu substante vasco-elastice), fizioterapia, sau alte interventii chirurgicale. [5]

Capitolul 2

Anatomia genunchiului

Articulatia genunchiului este formata din trei oase numite: femur,tibie si patella.Articulatiile ce alcatuiesc articulatia genunchiului sunt articulatia femuropatelara (se articuleaza feumrul si patela) si articulatia tibiofemurala (articuleaza patela cu femurul). In sectiune, corpul femoral este triunghiular.

In portiunea inferioara marginea posterioara se bifurca, formand o sectiune patrulatera, iar baza femurului se prezinta sub forma de trunchi de piramida. Partea superioara a tibiei in sectiune, se prezinta tot sub forma unui trunchi de piramida. In regiunea articulara tibia si femurulul prezinta un volum masiv, asigurand rezistenta mare la presiune. Structura spongioasa arata travee dispuse in evantai sau verticale si linii de intarire orizontala.

Baza trunchiului piramidei femurale prezinta o suprafata articulara rotunjita curbata posterior, anterior este articulate cu patela. Codilii femurali sunt suprafete laterale,articulandu-se cu tibia.

Codilii (in sectiune) prezinta o raza de curbura descrescatoare: anterior 45mm si posterior 16mm,astfel acestia arata ca o spirala ,nu ca un arc de cerc. Forma codililor este mai plata anterior permitand static si curbata posterior permitand flexia.Codilii au curburi diferite: cel medial este proeminent si se afla pe u plan inferior celui lateral.Astfel in timpul miscarilor de flexie si extensie au loc rotatiile automate ale genunchilor.epifiza superioara a tibiei are platoul tibial,unde se regasesc cavitatile glenoide. Acestea sunt separate prin eminenta intercniliana. Suprafetele sunt acoperite de cartilaj si se articuleaza cu codilii femurali.

Fidura 1. Componentele articulatie genunchiului

Cartlajul

Cartilajul are rolul de atenua presiunile si traumatismele ce pot avea loc in urma miscarilor ce au loc in sarituri,mers,fuga.Spina tibiei se formeaza in centrul platoului din marginile cavitatii glenoidale.Suprafetele retrospinala si prespinala sunt suprafete nearticulate si se afla anterior, respectiv posterior de spina. Pe fata externa a platoului tibial se gaseste tuberculul lui Gerdy pentru insertia muschiului fascia lata. Pe fata anterioara se gaseste tuberozitatea anterioara a tibiei pe care o palpam in pozitia stand in genunchi, aici se insera tendonul cvadricepsului. Pe fata mediala se gaseste o zona unde se insera mai multi muschi: croitor, semitendinos , drept anterior femural, ligamentul lateral al genunchiului. Cavitatile glenoide sunt concave in sens transversal dinspre anterior spre posterior, cea interna este concava cea externa este convexa explicand partial rotatiile genunchiului.

Miscarile de flexie-extensie ale genunchiului: rulare si alunecare. Daca condilii ar rula prea repede pe cavitatea glenoidala femurul ar cadea. Daca condilii ar aluneca pe un punct al cavitatii glenoidale (asemanator unei roti care patineaza) partea posterioara a femurului ar lovi tibia si o singura zona a cavitati glenoide ar receptiona toate fortele de frecare de unde uzura precoce. Deci in flexie condilul ruleaza 15-20° la nivelul cavitatii glenoide, apoi gliseaza. In extensie se produce procesul invers intai alunecare si apoi rulare. De notat ca pentru condilul extern rularea este mai mare ca pentru cel intern cu antrenarea rotatiilor automate ale genunchiului.

Meniscurile

Meniscure sunt inserate pe platoul tibiei,fiind lame de fibrocartilaj cu o forma semilunara. Aceste au rolul de a concorda suprafetele condiliene femurale si cavitatile articulare ale tibiei. Meniscurile sunt pozitionate cu fata lateral aderând partial la capsulă; capetele aderă la tibie prin atașamente fibroase; aderă la ligamente: ¾ ligamentul meniscorotulian; ¾ ligamentul lateral intern al genunchiului; la tendoane: ¾ tendonul muschiului popliteu pentru meniscul extern; ¾ tendonul muschiului semimembranos pentru meniscul intern. Astfel aceste nu sunt foarte mobile,in timpul miscarilor se pot comprima,deci distribuția lichidului sinovial este uniformizată.

Figura 2. Reprezentare meniscului in articulatia genunchiului

Capsula genunchiului

Capsula genunchiului formează un manșon ce unește femurul, tibia si patela.Aceasta se afla mai jos de suprafetele articulare,fiind dublata de sinoviala. Capsula este laxa anterior pentru a permite o amplitudine maxima miscarii de flexie. De aceea in extensie formeaza repliuri in fund de sac, intern de patela si usor pe partile laterale. În cazul in care repliurile adera intre ele flexia este limitata.

Ligamentele

De menționat este faptul că genunchiul nu este o articulație foarte stabilă. În vederea îmbunătățirii acestei stabilității intervin ligamentele. Anterior sunt prezente două tipuri de ligament: ligamente mici legand patela de meniscuri si patela de condili; tendoanele cvadricepsului se incrucisaza la nivelul patelei formand apoi un tendon mic numit ligamentul patelei ce include patela si structura sa (patela devine astfel un os sesamoid).

Ligamentul încrucișat postero-medial se inseră inferior pe retrospinoasă si superior pe condilul intern (pe fața medială a fiecărui condil cea care se gaseste spre fosa intercondiliană); împiedica tibia să alunece posterior.

Ligamentul încrucișat antero-lateral se atașază inferior pe suprafata prespinoasă si superior pe condilul extern; împiedica tibia să alunece anterior.

Fgura 3. Poziționarea ligamentelor încrucișate

Rolul ligamentelor încrucișate este acela de a evita mișcarea antero-posterioară: mișcare în sertar. Evitarea mișcării în sertar ar putea avea loc si doar cu ajutorul ligamentelor anterior și posterior,dar flexia nu ar mai avea loc. In orice poziție a genunchiului,ligamentele încrucișate sunt mereu tensionate.

Ligamentul colateral intern are ca rol principal stabilizarea lateral a genuchiului. Acesta împiedică deschiderea medial și mișcările de lateralitate externă,care apar in condiții anormale indicând o leziune a acestui ligament.

Ligamentul collateral extern are rolul de a stabiliza genunchiul pe partea externa împiedicând mișcarea de lateralitate internă, ce apare în cazul leziunilor acestui ligament.

Ligamentul colateral intern este mai puternic decat cel colateral extern aceasta se datoreaza existentei valgusului normal de 3° de unde tendinta genunchiului de proiectie mediala. Pentru contracararea acesteia sunt necesari stabilizatori cu atat mai puternici cu cat valgusul este mai important. Ligamentele laterale sunt tensionate in extensie si destinse in flexie, destinse in rotatie interna si torsionate in rotatie externa.

Figura 4. Poziționarea ligamentelor intern si extern

Mișcările globale ale genunchiului

Principalele miscari ale genunchiului se realizeaza in plan sagital. Plecand din pozitia anatomica, o miscare ce apropie fetele posterioare ale gambei si coapsei se numeste flexia gambei. In cadrul flexiei active muschii flexori contractandu-se formeaza o masa posterior de oasele gambei si coapsei si limiteaza flexia.

Flexia pasiva este mai ampla (muschii flexori sunt destinsi si permit comprimarea). Amplitudinea flexiei creste daca coapsa este si ea flectata si este mai limitata daca coapsa este in extensie.Aceste pozitii ale coapsei modifica tensiunea muschiului drept femural.

Extensia gambei reprezinta miscarea opusa flexiei cu revenire la pozitia anatomica. Nu exista miscari de extensie care sa o depaseasca pe aceasta cu exceptia ″ genului recurvatum ″ la persoanele hiperlaxe. Amplitudinea extensiei creste cu extensia coapsei si scade daca coapsa este in flexie.

In aceste pozitii ale coapsei se modifica tensiunea muschilor ischiogambieri. Genunchiul poate realiza partial si miscari de rotatie. Presupunand tibia punct mobil si observand genunchiul flectat, rotatia interna duce tuberozitatea anterioara a tibiei spre interior. Rotatia externa duce tuberozitatea anterioara a tibiei spre exterior.

Aceste miscari pot fi confundate cu miscarile de abductie si adductie ale piciorului. De aceea nu vom lua in considerare miscarile piciorului ci pe cele ale tuberozitatii anterioare a tibiei. Trebuie notat ca aceste rotatii au loc in mod automat in timpul miscarii de flexie, extensie ale genunchiului. Au o amplitudine mica si se datoreaza mai multor cauze: ™ Forma osoasa a condililor si a cavitatilor glenoide.

Condilii femurali nu sunt identici. Condilul medial este mai curbat decat cel lateral, mai ingust si mai lung. Schematic putem figura cei doi condili ca fiind inscrisi intr-un trunchi de con, corpul femural fiind asociat cu o sectiune patrulatera (partea inferioar) In timpul flexiei corpul este solidar cu trunchiul de con si de aceea se proiecteaza spre exterior.

Cavitatile glenoide nu sunt nici ele simetrice: in plan transversal sunt concave dar in plan anteroposterior cea laterala este usor convexa iar cea mediala este concava.

Cavitatea mediala permite deci mai putin miscarea de rulare a condilului femural corespunzator decat cea laterala. In timpul flexiei condilul lateral ruleaza mai mult spre posterior decat cel medial ceea ce accentueaza fenomenul observat mai sus: femurul se orienteaza net spre exterior. ™

A doua cauza a rotatiilor automate la un genunchi este ligamentara: ligamentul colateral intern este mai puternic decat ligamentul colateral extern. Condilul medial este deci mai bine mentinut in articulatie decat cel extern.

Figura 5. Principalele mișcări ale genunchiului

3. MATERIALE

3.1 Performanțele unui biomaterial

Succesul utilizarii unui biomaterial depinde de anumiti factori,in principal de proprietatile materialului si de biocompatibilitatea acestuia, dar și de starea de sănătate a pacientului și activitatea acestuia.Anumiti factori, cum ar fi designul si biocompatibilitatea biomaterialul utilizat se afla sub controlul direct al inginerului,dar reusita unui biomaterial este dependenta si de tehnica folosita de medicul chirurg si de activitatile pacientului.[1]

Rata de eșec mai este influențată de tipul de implant, de locul și funcția în organism.

În funcție de tipul materialului folosit pentru implant, pot să apară defecte datorită excesive, cedării mecanice, coroziunii și atacul electrochimic.[1]

Dacă desemnăm o valoare numerică f probabilității de eșec (nereușită) al unui implant, atunci coeficientul de fiabilitate (reabilitate)(r) poate fi exprimat astfel[1] :r = 1 – f

Dacă, așa cum se întâmplă de cele mai multe ori, se întâmplă să existe mai multe modalități de eșec, fiabilitatea totală rt este dată de produsul fiabilităților ri = (1- fi), etc.: rt = r1r2 …rn

Astfel, la un implant făcut în cazul unei fracturi, chiar dacă una dintre modalitățile de eșec este ținută sub control astfel încât fiabilitatea corespunzătoare să rămână unitară, pot apărea alte posibilități de eșec, cum ar fi o infecție, limitând utilitatea implantului reprezentată de fiabilitatea totală implantului. Alte modalități de eșec care se poate întâmpla în cazul folosirii unui biomaterial sunt cazul afectării implantului de către sistemul imunitar al corpului, acțiunea nedorită a implantului asupra corpului — ex. toxicitate, pot induce la inflamații sau chiar la cancer. Prin urmare, dintre condițiile importante necesare pentru o bună funcționare a implantului sunt, printre altele, bio-compatibilitatea, bio-funcționalitatea și bio-degradabilitatea. Biocompatibilitaea presupune acceptarea unui implant artificial de către țesuturile din jur și implicit de către corp în general. Biofuncționalitatea este capacitatea implantului de a-și realiza funcția pentru care este introdus în corp un timp cât mai mare. [1]

Biodegradabilitatea este proprietatea unui implantului de a se degrada după realizarea rolului pentru care a fost introdus. Materialele biocompatibile si biodegradabile nu provoacă inflamații, nu produc iritații, nu cauzează cancer și nu dau naștere unor reacții alergice. Cu cât trece mai mult timp de la realizarea implantului, cu atât și importanța și gravitatea acestor cazuri de eșec diferă din ce în ce mai mult. [2]

Alte caracteristi foarte importante in obtinerea unui implant functional, de succes sunt proprietatile mecanice adecvate, cum ar fi duritatea,rezistenta, durata la oboseala,densitatea, toate acestea fiind raportate la prorietatile osului. Tot in vederea obtinerii unui bun implant o mare contributie o are si designul tehnic,care trebuie sa fie adecvat,realizat in conformitate cu locul unde va avea loc artoplastia. Cu cât trece mai mult timp de la realizarea implantului, cu atât și importanța și gravitatea acestor cazuri de eșec diferă din ce în ce mai mult. [2]

Figura 1. Diagramă schematică reprezentând rolul diferitelor posibilități de eșec, având în vedere faptul ca acestea depind de timp.

Nu sunt prezentate posibilități de eșec de mică probabilitate, cum ar fi erorile chirurgicale sau reacțiile alergice la metale.[3]

3.2 Materiale folosite la implanturile de genunchi

Implanturile trebuie să prezinte proprietăți apropiate țesuturilor pe care le înlocuiește. Pentru majoritatea materialelor nu se poate măsura fiabilitatea in vivo, iar ideal ar fi să se folosească o tehnică spectroscopică pentru a măsura proprietățile unui nou material si să se anticipeze utilizarea materialului pentru un anumit domeniu. Testările biologice ale dispozitivelor proiectate și realizate pentru a obține informații se fac pe animale. Testele se fac in vivo și in vitro și sunt necesare cunoștințe biologice și medicale.

Pentru început se efectuează testele in vitro, după care se efectuează testele in vivo pentru a se decide corect dispozitivul final, materialul sau implantul. Au fost situații când a fost demonstrat că cerințele reale de utilizare a materialelor nu au fost corespunzătoare, chiar daca testele efectuate in vivo și in vitro au avut rezultate bune. [4]

Implanturile sunt create din materiale care pot fi clasificate după natura lor în: metalice, polimerice, ceramice si compozite. [5]

3.2.1 Metale și aliaje de metale

Dintre metalele utilizate la implanturi amintim: oțel vanadiu – folosit la fracturi de os plat si suruburi; titan, fier, tantal, crom, cobalt, molibden, niobiu – folosite pentru crearea aliajelor utilizate la implanturi tolerate de organism. [2, 6]

La materialele metalice folosite la implanturi, trebuie avute în vedere proprietățile mecanice următoare, precum și studii ale formelor acestora în funcție de utilizarea acestora: la interfața dintre țesut si material electronii să fie liberi si interfețele metalice trebuie să fie nedirecționale; metode de studiu pentru determinarea formei implantului; rezistența la coroziune și uzare; rezistența la oboseala timp îndelungat; efectul tratamentelor suprafețelor metalelor în scopul unei adeziuni mai mari față de țesut; modulul de elasticitate longitudinal, care trebuie să fie similar cu cel al organului a cărui funcție este înlocuită; proprietăți la suprafața de contact (energia superficială, tensiunea superficială, sarcina superficială); biocompatibilitate, bioadeziune; preț redus.[7, 8]

Implanturile trebuie să prezinte proprietăți apropiate țesuturilor pe care le înlocuiește. În tabelul 1 sunt comparate proprietățile mecanice ale țesuturilor si materialelor folosite la implanturi.

Tabelul 1. Comparație între proprietățile mecanice ale unor implanturi și țesuturi.[5, 6]

Materiale metalice si aliaje utilizate pentru implantul de genunchi

Aliajele CoCr

Aliajele pe bază de cobalt și crom prezintă o rezistență deosebită la coroziune și rezistența mecanică, de aceea acestea se folosesc la proteze dentare, înlocuiri de articulații și de genunchi. Pentru a se obține o rezistență mecanică și rezistență la coroziune, procentul de crom este între 10 si 30%. Datorita prezenței cromului, se formează un strat de oxid pasiv, ceea ce determină parametri mai sus menționați. Tot pentru a se obține parametrii buni la coroziune si rezistență, la aceste aliaje se adaugă fier, molibden, nichel. [9]

Aceste aliaje sunt mai ieftine ca metalele nobile, dar sunt mai nocive pentru organism, ceea ce poate determina alergii sau reacții când se utilizează aceste aliaje la implanturi sau restaurări dentare. [10]

Aliaje pe bază de titan

Titanul se folosește pentru realizarea implanturilor. Are densitate mica si proprietăți mecanice superioare. Aliajele au ca scop obținerea unor materiale care au anumite proprietăți fizice, chimice si structuri fazice. Acestea se obțin folosind elemente de aliere.

În cercetările din ultimii ani s-au dezvoltat aliajele de titan pentru multe aplicații medicale, care prezintă bune proprietăți mecanice, chimice, fizice și s-a pus baza pe aliaje netoxice și aliaje cu memoria formei pe baza de titan. [11]

Se fac cercetări pentru posibilitatea progresului aliajelor noi de titan pentru aplicații biomedicale, datorită elasticității bune, pentru obținerea de aliaje cu elemente non-toxice pentru aplicații biomedicale.[12]

În tabelul 2 sunt prezentate proprietățile mecanice ale aliajelor de titan.

Tabelul 2. Proprietățile mecanice pentru aliajele de titan[13]

Aliajul Co Cr Mo

Datorită costurilor reduse a elementelor de aliere, a tehnologiilor de obținere mai puțin pretențioase, dar și a proprietăților deosebit de avantajoase, am constatat că aliajele din sistemul Co-Cr-Mo au o largă utilizare, fiind urmate de aliajele pe bază de titan.

Exista două tipuri de aliaje pe bază de cobalt: unul este aliajul CoCrMo (F76), care este folosit in general pentru turnarea matriței unui produs, iar celălalt este aliajul CoNiCrMo (F562), care de obicei este prelucrat prin forjare la cald. Aliajul CoCrMo a fost folosit mult timp în stomatologie și, mai nou, în fabricarea implanturilor.[10]

Standardul american (ASTM) descrie 4 tipuri de astfel de aliaje recomandate în implanturile chirurgicale : (1) aliaj CoCrMo turnat (F76), (2) aliaj CoCrWNi forjat (F90), (3) CoNiCrMo forjat (F562) si (4) aliaj CoNiCrMoWFe (F563). Compozitiile chimice a primelor trei tipuri sunt prezentate pe scurt in Tabelul 3.[9, 10]

Tabelul 3. Compozitiile chimice ale CoCrMo, CoCrWNi, CoNiCrMo

3.2.2 Materiale ceramice

Biomaterialele sunt materiale inerte create din metale, aliaje de metale, sticle, compozite, ceramice pe baza de alumina, polimeri sintetici.

Materialele ceramice sunt substanțe anorganice. Acestea pot fi realizate din elemente nemetalice (B, C, S) sau compuși cu metale de tipul MxNy, unde M este metal, iar N este nemetal.

Materialele ceramice pot fi absorbabile, neabsorbabile sau bioactive. Ceramicele cele mai utilizate ca biomateriale sunt: fosfați de calciu, tricalciu, zinc sulfat de calciu, carbonat de calciu, hidroxiapatita sintetica, hidroxiapatita coralifera, pentru grefe osoase, zirconia. sticle bioactive, etc.

Principalele proprietăți pe care ar trebui sa le îndeplineasca materialele bioceramice: să fie biocompatibile; să nu fie toxice; să nu pruca reactii inflamatorii; să fie biofuncționale pe întreaga durată de viață a gazdei; sa nu fie alergice.[6]

Alumina

Alumina este cunoscuta si sub denumiriea de corindon. Standardele ASTM impun alumina pentru implanturi cu puritate de 99,5%.Proprietatile necesare oxidului de aluminiu folosit la implanturi sunt centralizate în tabelul 4.

Tabelul 4. Proprietatile mecanice si fizice ale oxidiului de aluminiu [14]

Coeficientul de frecare redus si proprietatile bune in ceea ce priveste uzura, fac ca oxidul de aluminiu sa aiba o tinuta buna pentru implanturile de articulatii. Alumina se obtine prin presarea si sinterizarea pulberii finela temperaturi de 1600 – 1700sC, cu un adaos de 0,5% MgO care are rolul de a limita cresterea granultiei.Se foloseste in implanturi la: reconstructia oaselor alveolare; reconstructie maxilofaciala; implanturi dentare; reconstructia oaslelor genunchiului; suruburi pentru oase; constructia bilei soldului, ocazional la articulatii (cand este folosita la interfata cu osul, acesta va creste spre ea si o va izola). ca material dentar pentru coroane sau punti.[15]

Zirconia

Zirconia, ZrO2, are caracteristici mecanice mult mai ridicate decat cele ale aluminei. Zirconia se obtine din mineralul zircon (ZrSiO4) si se poate prelucra și prin presare izostatică (HIP).Se intalneste in trei forme polimorfe: cubica, la temperaturi ridicate; tetragonala, la temperaturi intermediare; monoclinica, la temperaturi scăzute.

Figura 2 Formele alotropice ale oxidului de zirconiu

[16]

La transformarea tetragonal ↔ monoclinic se produce o modificare de volum de aproximativ 10%, care poate produce tensiuni puternice sau chiar fisurarea.

Prin doparea cu alți oxizi (Y2O3, CaO, MgO), se produce o stabilizare a fazei cubice pana la temperaturi mai reduse si transformarea tetragonal → monoclinic nu se mai produce. Se obtine astfel zirconia parțial stabilizată sau PSZ (Partially Stabilized Zirconia).

Daca zirconia este folosita in materiale compozite alături de alte materiale ceramice (alumina), transformarea polimorfă tetragonal → monoclinic are ca efect durificarea matricei zirconice.

Ca material biocompatibil, zirconia poate fi stabilizata cu Y2O3, MgO sau CaO (PSZ) sau zirconia tetragonala policristalina, TZP (tetragonal zirconia policristals).

Zircona oxidata parțial

Zircona partial stabilizata (PSZ),se obtine din amestecul a doua forme polimorfe ale dioxidului de zircona. O mica cantitate de oxid conduce la formarea zirconei tetragonale la temperaturi de pese 1000°C ,sau aunui amestec de zircona cubica si monoclinica sau tetragonala, la temperature mai scazute.[17]

Dioxidul de zircona partial stabilizat prezinta proprietati mecanice performante,datorate unor transformari special ce au loc in structura: microsfisurarea si tensionarea,ambele datorate transformarii polimorfe

Dioxidul de zirconiu tetragonal poate fi stabilizat la temperature camerei,pentru dimensiuni mai mici decat dimensiunea critica, care este de aproximativ 0,5 µm. Granulele de dimensiuni mai mari s e transforma spontan in forma polimorfa monoclina, process ce are loc cu crestere importanta de volum.

Aceasta transformare creaza un camp de microfisuri in jurul particulelor respective, care, alaturi de tensiunea mecanica indusa de dilatare, va impiedica propagarea unei fisuri datorate aplicarii unui effort mecanic.

Prin tratamente termice la temperature mai ridicate , de pana la 1700°C si proportii de oxid de ytriu mai mari de 3%, se obtine zircona partial stabilizata (PSZ), cu continut de zirconiu tetragonal si cubic, Prezenta oxidului de ytriu nu afecteaza biocompatibilitatea ceramicii zirconice si de aceea Y2O3 este preferat ca stabilizator , deoarece solutiile solide obtinute sunt mult mai stabile.

In cazul ceramicilor zirconice (ex: PSZ) caracterizate prim dimensiuni foarte mici ale grauntilor pot fi deformate fara a se rupe, atunci cand sunt supuse unor eforturi mecanice mari, la temperature ridicate.[17]

Tabelul 5. Caracteristici fizice si mecanice ale ceramicilor zirconice (2-3% mol Y2O3)[17]

Rezistenta la uzura a pieselor din ceramic zirconica este superioara celei caracteristice aluminei[17]

Biocompatibilitate

Nici un material plasat in mediu biologic nu poate fi considerat biologic inert. Prin proprietatile lor specific, materialele oxidice nu sufera degradare sau coroziune in mediu fiziologic,asa cum estecazulul metalelelor sau polimerilor. Sunt stabile in mediul fiziologic, in consecinta bine acceptate de acesta.

Teste in-vitro si in-vivo au aratat ca alumina si zircona nu prezinta toxicitate. Mai mult, s-a determinat o adrenta epiteliala la nivelul implanurilor dentare.

In tabelul 6 sunt prezentate date cu privire la rezultatele obtinute prin diferite teste de biocompatibilitate realizate pentru implanturi de zircona Prozyr, ceramiques Desmarquest, Franta.[17]

Tabelul 6. Teste de biocompatibilitate realizate pentru implanturi de zircona Prozyr, ceramiques Desmarquest, Franta[17]

3.2.3 Materiale polimerice

Materiale polimerice sintetice au fost utilizate pe scara larga în materiale medicale de unica folosința, materiale stomatologice, implanturi, pansamente, dispozitive extracorporale, sisteme de livrare de medicamente.[18]

Principalele avantaje ale biomateriale polimerice comparativ cu materialele metalice sau ceramice sunt ușurința de manevrabilitate si realizare a diferitelor forme (latex, film, foaie, fibre, etc), usor de procesat, costul este relativ scăzut raportat la proprietățile fizice și mecanice dorite.[19]

Polietilena (PE). Polietilenele sunt polimeri termoplastici rezultați din polimerizarea monomerului etilena Structura macromoleculara este liniara cu un număr mai mic sau mai mare de ramificații.

Polietilenele fabricate prin diverse tehnologii se deosebesc prin valorile unor caracteristici ca: masa moleculara, grad de ramificare, cristalinitate, densitate, proprietăți mecanice, proprietățti termice, etc. Masa moleculara medie a polietilenelor este de 10.000 la 100.000.

Venind dintr-un proces de joasa presiune cu catalizatori speciale (baza Ti sau Cr), HDPE are un lant liniar polimeric, combinat, cu o densitate mai mare si punct de topire mai inalt. Pentru a se potrivi aplicatiilor speciale, distributia masei molare poate fi ajustata într-o gama larga de mijloace si catalizatori sau de tehnologia de polimerizare. Noi aplicatii sunt deschise pentru HDPE, precum si LDPE prin aplicarea de catalizatori metalocene, care permit producerea de distributii foarte înguste de masa molara si distribuire mai buna a comonomerilor.

Structura fizica a polietilenelor poate fi de la amorf la aproape cristalin complet.

Este un material dur, usor de turnat, are o rezistenta inalta la impact si nu este afectat de majoritatea chimicalelor. Gama de temperaturi de lucru obisnuite: -35°C ÷ +65 °C[20]

Tabelul 7. Principalele proprietati fizico-mecanice ale polietilenei de inalta densitate. [21]

4. Biomecanica genunchiului

Biomecanica genunchiului

Articulația femuro-tibială are un singur grad de libertate și în consecință prezintă două mișcări principale: flexia și extensia gambei pe coapsă, mișcări la care se adaugă și altele secundare ca: rotație internă și rotație externă. Articulația mai prezintă și mișcări de înclinare laterală foarte reduse ca amplitudine. Amplitudinea medie a mișcărilor active de flexie și extensie este 1350, iar a celor pasive de 1500. Mișcările se execută în plan sagital, în jurul unei axe transversale care trece prin cei doi condili femurali. Articulația femuro-tibială acționează după principiul unei pârghii de gradul III, prin deplasarea femurului pe tibia fixată (ca în sprijinul pe sol), prin deplasarea tibiei pe femurul fixat (ca în poziția șezând) sau prin deplasarea simultană a celor două oase (ca în mers, când gamba este pendulată).

Mișcarea de flexie este aceea prin care fața posterioară a gambei se apropie de fața posterioară a coapsei. Se execută în jurul mai multor axe. Începutul mișcării de flexie se face mai mult prin rostogolire, iar sfârșitul mai mult prin rotație pe loc în jurul unei axe fixe. Când flexia ajunge la 70° , se asociază și o mișcare de rotație internă, care poate ajunge până la 20° amplitudine. Mușchii motori pentru flexie sunt: bicepsul femoral și semimembranosul, ca mușchi principali, iar în mod accesoriu intervin și semitendinosul, gemenii, popliteul, plantarul subțire, dreptul intern și croitorul. Limitarea mișcării de flexie este realizată de întâlnirea feței posterioare a gambei cu fața posterioară a coapsei.

Mișcarea de extensie este aceea prin care fața posterioară agambei se depărtează de fața posterioară a coapsei. La începutul mișcării are loc rotarea extremității femurului, apoi rostogolirea lui pe platoul tibial, până când axa lungă a gambei ajunge să continue axa lungă a coapsei (văzute din profil). Mișcării de extensie i se asociază și o mișcare de rotație în afară a gambei pe coapsă.

Mușchii motori ai extensiei sunt în primul rând cvadricepsul și tensorul fasciei lata. Ei realizează, împreună cu tendonul cvadricipital, rotula, aripioarele rotuliene și tendonul rotulian, un aparat complex de extensie a genunchiului. Extensorii acționează cu toată forța lor atunci când se face extensia forțată a genunchiului flextat sau când se execută o mișcare forțată de blocare a genunchiului în ușoară flexie, ca în activitatea fizică. Astfel, în aceste situații se poate rupe aparatul extensor al genunchiului la diferite nivele, ajungându-se la ruptură de tendon cvadricipital (mai ales la fotbaliști și rugbiști), la o fractură de rotulă, la o ruptură de

ligament rotulian (la alpiniști) sau la o smulgere de apofiză tibială anterioară. Mișcarea de extensie este limitată de ligamentul posterior al articulației, de ligamentul încrucișat anterior, iar în mod accesoriu de ligamentul încrucișat posterior, de mușchii ischio-gambieri și de ligamentele anterioare care se extind în momentul extensiei. De menționat este faptul că articulația femurotibială funcționează pe principiul unei pârghii de gradul al III-lea, atât în mișcările de flexie, cât și în cele de extensie. (fig x)

Fig x. Muschii flexori si extensori

Mișcările de rotație înăuntru și în afară

Aceste mișcări se asociază mișcărilor de flexie și extensie. Mai intervin și ligamentele încrucișate, care rotează gamba în afară în poziția finală de flexie și înăuntru în poziția finală de extensie. Amplitudinea mișcării de rotație activă este de 150 – 200, iar de rotație pasivă de 350 – 400 . Rotația în afară se face de bicepsul femural, iar rotația înăuntru se face de: semimembranos, semitendinos, popliteu, dreptintern și croitor.

În rotația externă ligamentele laterale se extind, iar ligamentele încrucișate se relaxează, în timp în rotația internă se întind ligamentele încrucișate și se destind ligamentele laterale.

Mișcările de lateralitate sunt limitate de ligamentele lateraleîn special în mers, când sunt puse sub tensiune maximă odată cu extensia genunchiului. În flexia completă, ligamentul lateral extern se relaxează, dar cel intern se menține ușor destins. În semiflexie, însă, se obține o relaxare maximă a ligamentelor. Ligamentele încrucișate limitează deplasarea înainte și înapoi a platoului tibial pe condilii femurali, când genunchiul este extins. Ligamentul încrucișat anterior limitează deplasarea înainte, iar cel posterior – deplasarea înapoi. Ligamentul încrucișat anterior se întinde în extensie, se relaxează în flexia ușoară și se întinde din nou în hiperextensie. El se poate rupe în extensia genunchiului, în flexia de 900 a genunchiului, sau prin trecerea forțată de la flexie la extensie cu genunchiul rotat extern.

Ligamentul încrucișat posterior se întinde în flexie completă, se relaxează în semiflexie și se întinde din nou ușor în extensie. El se rupe foarte rar, când lovitura pe gambă surprinde genunchiul în flexie.

Partile component ale implantului de genunchi

Proteza articulara de genunchi inlocuieste articulatia naturala a genunchiului prin tehnici chirurgicale specifice (ortopedice). O vedere generala a implantului de genunchi este prezentata in fig. y,  unde se constata ca articulatia este formata din doua elemente principale: componenta superioara care se fixeaza la capatul inferior al osului femural (Componenta femurala) componenta inferioara fixata pe capatul superior al osului tibial (Componenta tibiala) iar intre cele doua este inserata componenta patelară.

Fig. Y  Vedere generala a protezei articulare de genunchi

Din punct de vedere al conceptiei articulatiei, protezele de genunchi se clasifica in doua grupe principale:cu articulatie rabatabila tip balama și cu articulatie complexa sferocentrica.

In fig. Z se prezinta cele doua tipuri constructive de baza ale articulatiei protezei de genunchi.

a)                                                       b)

Fig. Z   Scheme constructive ale articulatiei protezei de genunchi

.a) articulatie rabatabila (tip balama); b) articulatie sferocentrica

Selectia utilizarii unui anumit tip de proteza este facuta de medicul chirurg ortoped, in functie de starea de sanatate a genunchiului, de tipul bolii si de gradul de activitate al pacientului (dependenta de varsta acestuia).

Elementele componente ale protezei articulare ale genunchiului sunt prezentate in fig. T si constau dintr-un platou metalic, cu o parte implantata in cavitatea osului tibial; componenta superioara fixata de osul femural, este articulata prin diferite procedee cu platoul tibial.

Fig. T  Elementele componente ale protezei articulare de genunchi

.

Implantul de genunchi, in ansamblul lui, se realizeaza in laboratoare echipate cu masini de prelucrare la cald si la rece, personal de specialitate calificat pentru activitatile specifice de prelucrare, finisare, sterilizare etc.

Scopul artoplastei de genunchi este imbunatatirea mobilitatii pacientilor afectati de dizabilitati grave ale genunchiului pentru ca acestia sa duca o existenta normala in continuare. Metoda clasica de inlocuire a articulatiei presupunea folosirea unui ghid mecanic care forteaza pozitionarea protezei in decursul inserarii acesteia.

Abordarea are limitariatat datorita impreciziilor ghidului folosit cat si pentru ca se foloseste o structura generica ce nu ia in calcul particularitatile anatomice ale unui pacient. La randul lor, radiografiile folosite sunt doar proiectii bidimensionale ale structurii anatomice, pierzandu-se astfel multe detalii. Pentru a depasi aceste obstacole, s-a incercat o personalizare a implantului prin intermediul unui sistem CAD.

Pentru realizarea implantului se alege un caz particular al unui pacient de gen feminin, care sufera de artroza si necesita implantare. Pacientul in varsta de 55 de ani, 60 de kg si inaltime 1.62m urmeaza a fi susupus artoplatiei totale de genunchi. Medicul chirurg hotaraste tipul de implant, iar in acest caz cel mai potrivit este implantul cu articulatie sferocentrica.

In urma preluarii datelor pacientului cu ajutorul tehnicilor de imagistica medicala se poate dimensiona implantul si se poate crea modelul tridimensional.

Modelarea tridimensionala pentru prezenta lucrare a fost realizata cu ajutorul programului de proiectare Catia V5, plecând de la imagini CT si RMN ale cazului particular. Initial fiecare componenta v-a fi modelată cu ajutorul modulelor Part Design si Generative Shape Design.

1.Partea femurala

În urma măsurării epifizelor femurului afectat, s-au extras dimensiunile de gabarit ale partii femurale astfel s-a creat primul Sketch(fig.a), dupa care s-a realizat primul Pad(solidul) (fig.b)

Al doilea pas a fost indepartare materialului ce nu este necesar,cu ajutorul Sketch-urilor si al functiei Pocket

Al treilea pas consta in optimizarea cantitatii de material prin folosirea anumitor fante si goluri.

Ultimul pas il consituie crearea tijelor de sustinere cu ajutorului sketch-urilor functiei Pad si rotunjirea marginilor cu ajutorul functiei Edge Fillet. Pentru crearea zimtilor tijei (cresterea biontegrarii) s-a creat un nou Body si s-a folosit functia remove din Part-ul principal(operatie booleana).

In urma acestor operatiuni s-a ajuns la forma finala a partii femurale neoptimizate.

2. Parte tibiala

Pentru a mdela partea polimerica ca si in cazul partii femurale s-au folosit imagini CT si RMN si au fost obtinute dimensiunile de gabarit utilizate in vederea obtinerii modelului tridimensional.

Primul pas a fost crearea scketch-ului si utilizarea operatiei Pad cu dimensiunile adecvate.

Al doilea pas a fost crearea tijei tibiale si a sistemului de sustinerii acesteia

In ultimă etapa este introdusa partea patelara ulterior fiind folosita functia Remove(operatiune booleana) pentru a obtine suprafata superioara a partii tibiale. Astfel este obtinuta Partea tibiala a implantului.

3. Partea Patelara

In primul rand se modeleaza un bloc similar cu partea tibiala,cu ajutorul sketch-ului si functiei Pad.

Al doilea pas il constituie eliminarea materialului din zona superioara astfel incat partea femurala sa alunece in timpul flexiei si extensiei pe partea patelara. Acest pas este posibil folosind functia Extrude (are loc crearea unei suprafete) urmata de functia Split.

In ultimă etapa are loc crearea unui bont ce are ca rol stabilizarea implantului in timpul miscarii.Acesta se realizeaza cu ajutorul sketch-ului, functiei Pad si Edge Fillet.

Astfel s-a obtinut Partea Patelara in forma sa neoptimizata.

4. Asamblarea partilor componente ale implantului de genunchi

Asamblarea componentelor se relizeaza in modulul Assembly Design, prin introducerea tuturor componentelor si pozitionarea acestora in pozitie normala.

In urma asamblarii si a stabilirii dimensiunilor de gabarit si a designului primar, va avea loc optimizarea implantului din punct de vedere al cantitatii de material folosit. Aceasta optimizare se poate realiza cu ajutorul unei analize stres asupra partilor solicitate in urma miscarilor. Practic se realizeaza simularea functionalitatii implantului in timpul mersului. Aceasta analiza se realizeaza tot in programul Catia V5 in modulul Analysis & Simulation.

Dimensionare (2D)

Fluxul tehnologic

Prelucrarea mecanica a partii femurale si a partii tibiale prin aschiere

Comunitatea de fabricație este în continuă urmărire a îmbunătățirii calității produselor. În trecut, majoritatea pieselor prelucrate au fost produse pe mașini cu comandă manuală, iar calitățile pieselor au fost controlate de operatorii de mașini. S-au folosit măsurători cum ar fi etrierele și micrometrele pentru măsurarea caracteristicilor pieselor prelucrate. Pe baza acestor măsurători, setările aparatului au fost ajustate intermitent pentru a controla dimensiunile. Prin urmare, calitățile pieselor produse au fost foarte dependente de nivelul de calificare al operatorilor.

Majoritatea pieselor componente ale mașinilor și aparatelor pentru care se cere precizie și netezirea corespunzătoare a suprafețelor sunt supuse unui proces de prelucrare mecanică prin așchiere. Prelucrarea prin așchiere presupune îndepărtarea de pe suprafața semifabricatului a adausului de prelucrare .  Adausul de prelucrare trebuie să fie cât mai mic ,pentru a se face economie de material, de timp, precum și pentru a se reduce consumul de scule așchietoare .Adausul de prelucrare se stabilește pe baza unor normative sau se poate determina prin calcul în cazul unui număr mare de piese ,deoarece în acest caz este foarte important stabilirea unei valori cât mai raționale ,așa cum s-a subliniat mai sus .

Printre operațiile tehnologice cele mai importante realizate de mașinile-unelte se enumeră: strunjirea, alezarea, filetarea, frezarea, găurirea, finisarea, șlefuirea, debitarea. Mașinile-unelte controlate numeric se mai numesc și mașini CNC. Controlul numeric rezidă într-un proces de „alimentare” continuă a unui controller programabil de construcție specială cu un set de instrucțiuni, astfel încât să poată fi controlate mișcările unei mașini-unealtă. Mișcările mașinii trebuie să conducă o sculă tăietoare pe un anumit traseu, cu o viteză precisă de rotație a sculei și cu o viteză precisă de înaintare a sculei. Cea mai importantă funcție a oricărei mașini CNC este controlul precis și riguros al mișcării. Toate echipamentele CNC au două sau mai multe direcții de mișcare, numite axe. Aceste axe pot fi mișcate precis și poziționate precis, de-a lungul intervalului de deplasare. CNC sunt acționate de servomotoare controlate prin computer și ghidate de un program memorat. Marea majoritate a mașinilor CNC sunt capabile să se miște în trei sau mai multe direcții simultan, numite axele mașinii.

Programele CNC se realizează pe calculator,se genereaza G-coduri și se introduc ulterior în mașină, direct prin interconectare paralel sau USB ori prin intermediul unui memory stick. În funcție de mașină, programul trebuie scris pas cu pas, adică instrucțiune pentru fiecare mișcare a sculei așchietoare, sau, pentru alte mașini, se folosesc programe dedicate, tip CAD-CAM.

Figura

Prelucrarea partii tibiale cu ajutorul extruderului

Extrudarea este utilizata pe scara larga in diverse industrii. Tinand cont de faptul ca partea patelara este o componenta polimerica pe baza de polietilena de inalta densitate, varianta optima de prelucrare a acesteia este extruderul cu surub prezentat in figura de mai jos.

Fig

Figura Schema de principiu a unui extruder

1- Buncar de alimentare; 2-Palnie; 3-Canal agent de racire;4-surub(melc);

5-încalzitor al cilindrului; 6-Cilindru; 7-Captuseala cilindrului; 8-Termocuplu; 9-Filtru; 10-placa de franare; 11 –adaptor; 12-termocuplu pentru topitura; 13-filiera

Șurubul din extruder se rotește și dezvoltă o presiune suficientă pentru a forța materialul să treacă printr-o matriță și să producă produse cu geometria dorită. Un astef de extruder prezinta cinci componente principale: un șurub de extrudare, unitatea de extrudare, cilindru, buncăr de alimentare și mori. Principala componenta a extruderului este un șurub elicoidal care facilitează transportul, încălzirea, topirea și amestecarea polimerului. Extruderul functioneaza cu ajutorul unui motor electric care furnizează energie pentru a roti șurubul. Stabilitatea și calitatea produselor sunt în mare măsură dependente de proiectarea șurubului. Șurubul este adăpostit în cilindrul de extruder care oferă capacități de încălzire și răcire. Materia primă este furnizată de la buncărul de alimentare care este conectat la cilindru printr-un gât de alimentare. Pâlnia de alimentare este proiectată pentru a menține zona de alimentare cu polimer, zona de amestecare.

In plus un extruder necesita echipamentele de manipularea a rășinii, sistemul de uscare, dispozitivul de extrudare, postformare sau calibrare, dispozitivul de răcire, dispozitivul de preluare, tăietorul sau fierăstrăul.

3. Sterilizarea componentelor implantului

Un obiect sau un mediu se definește “steril” dacă este liber de microorganismele viabile. Sterilizarea este un procedeu prin care se obține starea de sterilitate a unui obiect, a unei soluții sau a unei incinte, etc. Sterilizarea furniturilor medicale a devenit importantă după descoperirea, la jumătatea secolului. XIX, a microorganismelor și a rolul acestora în infectarea rănilor. Au fost utilizate, rând pe rând sterilizarea în flacără și prin fierbere, efectul sterilizant al alcoolului etilic, apoi a altor substanțe chimice, a unor gaze, a radiațiilor ultraviolete și a celor ionizante. [1.3]

Sterilizarea prin iradiere

Sterilizarea cu radiații ionizante constă in expunerea produsului ce se dorește a fi sterilizat într-un câmp de radiații ionizante (radiații gamma sau electronii accelerați), pentru o perioadă de timp bine determinată. Efectele radiației ionizante (în particular efectul biocid) pot fi caracterizate prin mărimea fizică denumită doză absorbită (D), care exprimă cantitatea de energie absorbită în unitatea de măsură a materialului iradiat. [1.3]

D=dĒ/dm

Unitatea de măsură a dozei absorbite în Sistemul Internațional se numește Grey – simbol Gy; se utilizează încă și unitatea tolerată rad, 1 Gy= 100 rad [1.3]

În schimb, pentru produsele medicale invazive, ce intra în contact cu fluidele corpului (sânge, plasmă) se impune coeficientul de securitate SAL(sterility assurance level)=10-6, ceea ce înseamnă că se acoperă riscul ca 1 produs dintr-un milion să fie nesterili. Unele țări europene acceptă doar SAL=10-6 pentru toate produsele medicale indiferent de utilizarea lor. Este important de conștientizat faptul că expunerea la un proces de sterilizare validat nu este singurul factor implicat în asigurarea atingerii stării de sterilitate potrivite utilizării produsului respectiv. O mare atenție trebuie acordată: conținutului microbiologic al materialelor prime și componentelor, proprietăților de barieră microbiologică ale ambalajelor, controlului mediului în care produsul este manufacturat, asamblat , împachetat și depozitat. [1.3]

Sterilizarea este un exemplu de proces a cărui eficacitate nu poate fi verificată prin inspectarea retrospectivă și testarea produsului finit. Din acest motiv procedurile de alegere a dozelor de iradiere și control a calității procesului au constituit și constituie o temă predicată a standardelor internaționale dedicate acestui domeniu de activitate. Înainte de utilizarea sterilizării prin iradiere pentru un produs dat, se urmărește efectul iradierii asupra materialul din care este confecționat acesta. Se stabilește o doză maximă acceptabilă pentru fiecare tip de produs și de ambalaj. [2.3]

Pentru determinarea dozei de sterilizare este necesar cunoașterea numărului și rezistenței la radiație a populației naturale microbiene de pe produsele manufacturate. În următoarea etapă se face selectarea dozei de iradiere capabilă să asigure nivelul de sterilizare impus produsului respectiv. [2.3]

Cele mai noi standarde intenționale (ISO 11137/1995) recomandate doua metode pentru această selecție: (1) metoda care presupune cunoașterea contaminării microbiene inițiale și (2) metoda creșterii treptate a dozei. Ambele metode au ca primă etapă importantă stabilirea dozei pentru care SAL este de 10-2 definită ca „doză de verificare”. Se acceptă de asemeni utilizarea directă a dozei de sterilizare de 25 Gy cu condiția argumentării oportunității acestui tip de selecție, fără verificarea contaminării inițiale. Odată doza de sterilizare stabilită, la intervale de aproximativ trei luni se practică reverificarea ei prin detectarea eventualelor modificări ale microbiene inițiale. [2.3]

Fabricantul produsului etichetat „steril” are responsabilitatea ultimă pentru corectitudinea și adecvarea operațiunilor de sterilizare și a controlului de asigurare a calității. Proprietarul iradiatorului este responsabil pentru furnizarea dozei necesare conform specificaților unui proces valid și pentru un produs definit. [2.3]

Reproductibilitatea procesului este asigurată prin simplitatea construcției iradiatoarelor industriale destinate sterilizării și numărul mic de parametrii ce trebuie controlați (practic unul singur – timpul). Din acest punct de vedere, sterilizarea cu radiații se poate defini ca un proces sigur și perfect reproductibil. [3.3]

Unul dintre primele avantaje tehnologice sesizate de fabricanții de produse sterile a fost cel al posibilitatii de sterilizare de volume mari de materiale intr-o perioada scurta de timp. Acest lucru este posibil datorita puterii de penetrare mare a radiației gamma, respectiv cantității mari de energie cedată materialului iradiat de fascicolul de electroni accelerați. Timpul afectat procesului de sterilizare este scurtat si prin eliminarea necesitații folosirii de indicatori biologici. Avantajul comercial care decurge de aici este evident: un timp de punere pe piața a produsului mai scurt fata de alte metode de sterilizare. [3.3]

Parte experimentala

Rezultate experimentale și discuții

Caracterizarea aliajului inițial

Aliajul de zirconiu și niobiu a fost în prealabil șlefuit mecanic. Aceasta presupune utilizarea unui aparat ce prezintă două discuri ce se rotesc, pe acestea fiind așezate hârtii abrazive. Șlefuirea se execută în 5-6 etape. Se începe cu hârtii de granulație 16 sau 12, se continuă cu cele de granulații mai fine, ajungându-se până la hârtii extrafine. În timpul șlefuirii proba se ține cu mâna, excluzându-se astfel posibilitatea încălzirii peste 60°C a probei, și se apasă ușor. Șlefuirea pe fiecare hârtie se execută numai într-o singură direcție și se continuă până la eliminarea rizurilor produse de șlefuirea anterioară. Când acest obiectiv e atins, hârtia abrazivă se schimbă cu una mai fină. Suprafața acestuia a fost caracterizată prin microscopie electronică de baleaj, observându-se o structură omogenă compactă – figura 1.

Figura 1. mmmmmm

Spectrul de difracție al razelor x atestă prezența zirconiului sub formă de soluție solidă (împreună cu niobiu).

Figura 2. …….

Oxidarea parțială a aliajului de zirconiu

Pentru lucrarea de față s-a dorit o abordare nouă, electrochimică, de anodizare în curent continuu a suprafeței de zirconiu (metodă care, până acum, în acest domeniu, nu s-a mai folosit).

Anodizarea este un proces simplu si economic care conduce la obținerea unui film de oxid uniform pe suprafață, chiar dacă geometria probei este mai complexă. Grosimea filmului anodic poate fi controlată de parametrii procesului adică de densitatea de curent, de potențialul de anodizare sau de electrolit si suprafața oxidului rezultat poate prezenta o puternică aderență la substratul metalic. Stratul de oxid se formează prin migrația ionilor, deplasarea ionilor făcându-se în sensul câmpului electric. Cationii de metal se deplasează din masa metalului și anionii de oxigen din electrolit, deplasarea făcându-se cu ajutorul defectelor de rețea, vacanțe anionice sau cationice și defecte interstițiale.

Regula Pilling-Bedworth (P.B.) poate predicționa natura stratului oxidic care se poate forma pe o suprafață metalică, calculând un coeficient după formula:

unde n = numărul de atomi de metal / 1 mol oxid.

Conform coeficientului Pilling-Bedworth, daca valoarea acestuia este < 1, stratul oxidic format va fi subțire și se va desprinde de pe suprafața metalului; dacă este > 2, stratul se va desprinde și nu va proteja deloc metalul, iar daca este cuprins între 1 și 2, stratul oxidic format va fi consistent, neporos și va proteja astfel suprafața metalului.

Coeficientul P.B. pentru zirconiu este de 1.56, fapt ce ne permite posibilitatea abordării anodizării acestuia în scopul oxidării parțiale.

Formarea și caracterizarea straturilor de oxid pe electrodul de zirconiu

Creșterea filmului anodic a fost studiată într-un mediu apos (de C2H2O4 0,3 M). Metodele electrochimice folosite au fost cronopotențiometrie și cronoamperometrie testând diferiți parametrii de lucru.

Proprietățile electrice ale straturilor de oxid formate au fost caracterizate prin spectroscopie de impedanță electrochimică.

Pentru obținerea unor filme de calitate este necesară pregătirea suprafeței metalice, acest tratament conducând la acoperiri cu proprietățile dorite. Probele sunt degresate pentru îndepărtarea impurităților organice și a impurităților rămase de la prelucrarea mecanică.

Calitatea straturilor de oxid este strâns legată de condițiile de operare, adică de valorile timpului de imersare și a temperaturii de lucru.

Procesul de obținere a filmelor formate este de natură electrochimică. Procesul de formare a stratului de oxid este de fapt o reacție de coroziune a substratului metalic în condiții controlate, care conduce la transformarea filmului nativ de oxid de zirconiu într-unul mai rezistent chimic. Astfel, este posibil ca prin urmărirea evoluției potențialului în circuit deschis în funcție de timp, să se obțină o serie de informații privind formarea filmelor de oxizi.

Prin asocierea în continuare a acestor caracteristici cu cele care se pot obține prin evaluarea masei acoperirii, a morfologiei și compoziției, se pot obține date suplimentare referitoare la performanțele ulterioare ale filmelor de oxizi, în special legate de capacitățile protectoare.

Determinările experimentale au fost efectuate folosind o celulă electrochimică necompartimentată cu trei electrozi. Electrodul de lucru utilizat a fost confecționat din aliaj de zirconiu cu niobiu cu o suprafață expusă de 0,5 cm2. Ca electrod auxiliar a fost utilizată o plăcuță de platină. Potențialele de electrod au fost măsurate față de un electrod de Ag/AgCl în soluție saturată de KCl în determinările din soluție apoasă, iar în electroliții lichide ionice ca electrod de referință a fost folosit un electrod fir de Ag. Electrodul de Ag este de fapt un electrod de cvasireferință. Funcționarea electrodului de referință se bazează pe formarea unui film subțire de AgCl, datorită mediului de clorură de colină.

Înainte de fiecare determinare, electrodul de zirconiu a fost lustruit folosind hârtie de șmirghel foarte fină, apoi a fost spălat abundent cu apă și uscat.

Aparatul folosit pentru determinările experimentale este un potențiostat/galvanostat Voltalab 40 cuplat la calculator, cu care s-au realizat înregistrările datelor de potențial în circuit deschis, curbele de cronoamperometrie și cronopotențiometrie la diferite valori ale curentului sau potențialului aplicat, precum și spectre de impedanță electrochimică, aplicând o polarizare în curent continuu și o tensiune alternativă cu amplitudine 10 mV în intervalul de frecvențe 100 kHz – 100 mHz. Spectrele de impedanță electrochimică au fost înregistrate după stabilizarea electrodului de lucru 30 minute la potențialul de circuit deschis la temperatura camerei (23±2°C), la, în domeniul de frecvențe 1 kHz – 50 mHz, peste care s-a suprapus un semnal perturbator de tensiune alternativă cu amplitudinea de 10 mV.

Pentru toate probele au fost înregistrate variația potențialului în circuit deschis, spectroscopie de impedanță electrochimică înainte și după formarea filmului și variația curentului sau a potențialului în timpul anodizării.

Studii în soluții apoase de acid oxalic H2C2O4 0,3 M

Variația potențialului în circuit deschis este una dintre determinările de bază în electrochimice. Măsurarea potențialului în circuit deschis este o determinare care nu influențează reacțiile care au loc la interfața metal/soluție, variația potențialului înregistrează modificările care au loc la interfață în timp. Potențialul poate varia în timp datorită apariției modificărilor naturii suprafeței prin oxidare, formarea unui strat pasiv sau imunitate.

Figura 1 Variația potențialului în circuit deschis pentru electrodul de zirconiu în soluția H2C2O4 0,3 M

Se observă că potențialul are o creștere inițială mai bruscă spre valori mai pozitive ale pentru ca apoi variația să fie mai lentă. Această variație a potențialului spre valori mai pozitive circa 100 mV în 30 de minute poate fi legată de formarea unui film de oxid pe suprafața metalică, strat care însă nu pasivează suprafața metalului.

S-a încercat o primă creștere anodică a filmului de oxid prin cronoamperometrie, menținerea probei la tensiunea de 15 V timp de 1 oră. Variația curentului în timp este prezentată în Figura .

Figura Creșterea anodică a filmului pe Zr în soluție H2C2O4 0,3 M prin cronoamperometrie la o tensiune de 15 V

Curentul, care inițial are o valoare mare de 209 mA are scădere bruscă imediat după începerea procesului de anodizare, scădere de circa 100 de ori, după nici 1 minut. Probabil filmul format în timpul inițial foarte scurt blochează suprafața electrodului, filmul format rămânând de grosime redusă indiferent de durata tratamentului suprafeței.

Figura Suprafața probei de Zr după anodizare la 15 V 1 oră în soluție H2C2O4 0,3 M, microscopie optica 60X

Filmul obținut, de culoare gri deschis (Figura ) a fost caracterizat prin spectre EIS la potențialul în circuit deschis, înregistrările fiind făcute înaintea obținerii filmului și după obținerea acestuia pe suprafața electrodului.

Figura Reprezentări Bode (logaritmul modulul impedanței (|Z|) și unghiul de fază (ö)) înainte și după obținerea filmului (15 V 1 oră) pe electrodul de Zr în soluție H2C2O4 0,3 M

Impedanța se modifică mai ales în zona frecvențelor medii. Rezultatele arată că pe la suprafața metalului se poate intensifica dizolvarea filmului de oxid pasiv crescând astfel viteza de dizolvare a metalului. Impedanța crește în timp, lucru care poate fi explicat prin faptul că stratul nanoporos de oxid permite pătrunderea ionilor din electrolit și blochează porii stratului exterior crescând astfel stabilitatea filmului pasiv.

Din figură se poate observa că modulul impedanței electrochimice are valori mai mici pentru determinarea realizată înaintea tratamentului anodic al suprafeței valoarea crescând datorită formării filmului de oxid.

Spectrul EIS prezintă o comportare de film de oxid subțire pasiv pe zirconiu, adică un răspuns aproape capacitiv ilustrat de unghiul de fază apropiat de valoarea de -90° pe un domeniu larg de frecvențe. Variația unghiului de fază prezintă un maxim care se păstrează pe un domeniu larg de frecvențe și care este de -85° pentru suprafața acoperită și de -88 pentru suprafața neacoperită, valori care se apropie de valoarea de -90° corespunzătoare unui condensator ideal.

Caracterizarea suprafeței oxidate partial

1. Studii microstructurale

În figurile ……. se prezintă microstructura suprafetei probei oxidate superficial.

O K_ROI ZrK_ROI

DE COMENTAT

2. Microduritatea Vickers

Duritatea materialelor este o proprietate fizică, mecanică, rezistența la străpungere a unui material de către un corp de compoziție mai dură decât a materialului studiat.

Metoda Vickers

Aceasta metoda se bazează pe folosirea unui penetrator piramidal de diamant cu bază pătrată, cu unghiul diedru la vârf al fețelor de 136°, asupra căruia acționează o anumită forță F (figura 42). Duritatea Vickers se notează cu HV și este egală cu raportul dintre sarcina F aplicată și aria urmei piramidei lăsată de penetrator în piesă.

Pentru determinarea durității constituenților structurali se utilizează o sarcină de la 0,005 pana la 0,2 daN. În acest caz aparatele (numite microdurimetre) sunt prevăzute cu un microscop care asigură posibilitatea identificării constituenților structurali. Măsurarea diagonalei urmei se face cu ajutorul ocularului prevăzut în acest scop cu fire reticulare și cu un șurub micrometric. Duritatea va fi:

,

unde d= diagonala urmei; 1,5= factor de corecție.

A fost folosit un aparat SHIMADZU HMV și o forța HV05 – reprezentând 0.49N echivalentul a 0,5 KgF. Timpul de apăsare a fost de 15 secunde. Pentru fiecare proba au fost obtinute sase valori ale duritatii, valorile extreme (cea mai mare si cea mai mica) fiind eliminate la efectuarea mediei.

Figura……… Determinarea durității Vickers

În tabelul …. sunt centralizate valorile de duritate Vickers HV05.

Tabelul ….. – Valorile microduritatii Vickers HV05

Se poate observa că pe suprafața oxidate, au loc fenomene de suprafață, susținute prin cresterea valorii medii de duritate, fapt ce atesta prezenta oxidului de zirconiu pe suprafata aliajului.

3. Analize de spectrometrie FTIR cuplată cu microscopie optică (MO)

Pentru suprafața oxidată și pentru aliajul inițial s-au determinat spectrele de absorbție în infraroșu, acestea fiind prezentate în figura …….

Figura ,,. Spectre de absorbție în infraroșu pentru aliajul de zirconiu inițial și aliajul de zirconiu tratat electrochimic la 15V

Benzile de absorbție decelate pe spectrele prezentate sunt atribuite după cum urmează:

la 760 și, respectiv la 766 cm-1 apare banda dată de vibrația caracteristică oxidului de zirconiu monoclinic (restul speciilor de oxid de zirconiu prezintă benzi specifice de absorbție in IR la numere de unde mai mici, neputand fi decelate);

banda largă de la 1164 apare datorită vibrațiilor de întindere a legăturii Zr–OH din Zr(OH)4;

banda larga și slaba de absorbție cu maxim la aproximativ 3000 cm-1, se datorează vibrațiilor de întindere a grupării O–H din apa moleculară adsorbită sau din grupările hidroxil cu un domeniu larg de legături de hidrogen (de tip 1 și 3);

banda de absorbție de la 3744 cm-1 caracteristică vibrației legăturii Zr–OH deformate;

Restul efectelor de absorbție (de la aproximativ 1500 cm-1 și 2350 cm-1, aparțin vibrațiilor caracteristice legăturii Zr–Zr din structura aliajului zirconic inițial;

Deoarece cu siguranță, banda de la aproximativ 760 cm-1 aparține oxidului de zirconiu, cu ajutorul software-ului OMNIC Picta se pot face hărți de distribuție semicantitativă a acestui tip de legătură (cea care dă bandă de absorbție la 760cm-1).

a

a

b

c

Figura 45. Distribuția semicantitativă a benzii de absorbție de la:

a. 760cm-1 pentru suprafata zirconiului aliat inițial;

b. 766cm-1 pentru suprafata zirconiul tratat electrochimic la 15V;

c. 766cm-1 pentru sectiunea zirconiului tratat electrochimic la 15V

Din distribuția culorilor, se poate observa că suprafața anodizată la o tensiune de 15V prezintă o pondere mai mare a distribuției benzii de absorbție specifice oxidului de zirconiu monoclinic, fapt ce atestă prezența acestuia într-o cantitate mai mare pe suprafața aliajului.

DE COMENTAT!

4. Teste de biocompatibilitate

Cuantificarea biocompatibilității suprafețelor obținute a fost făcută prin teste specifice, după cum urmează:

imersarea și păstrarea în SBF;

teste de viabilitate celulară.

Imersarea și păstrarea în SBF

Kokubo și colegii au dezvoltat un fluid fiziologic sintetic acelular care are concentrația ionilor anorganici similară cu cea din fluidul extracelular uman, cu scopul de a reproduce formarea apatitei in vitro, pe suprafața materialelor bioactive. Acest fluid este adesea abreviat drept SBF sau soluție Kokubo.

Acest fluid poate fi folosit atât pentru evaluarea bioactivi tații materialelor artificiale în vitro, cât și ca acoperire de apatită pe diferite materiale în condiții biomimetice. […..]

Probele obținute în prealabil au fost imersate în 10 ml SBF, iar până la 7 zile a fost monitorizată evoluția pH-ului și a conductivității.

Rezultatelor obținute sunt prezentate în figura 46.

La timpi mici, de până la 12h se poate observa o variație accelerată, atât a pH-ului cât și a conductivității ionice, urmând apoi, ca după 7 zile, ambele să se stabilizeze în jurul unei valori de echilibru.

Probele au fost păstrate în continuare în SBF până la 7 zile, după care au fost scufundate în apă distilată timp de 6 ore pentru îndepărtarea tuturor sărurilor solubile depuse pe suprafață, iar în final, acestea au fost uscate la 60°C timp de 24 de ore. După aceste etape, probele au fost analizate electrono-microscopic.

a b

Figura 46. Variația pH-ului (a) și a conductivității ionice (b) pentru proba de aliaj zirconic

tratat electrochimic

Se observă că proba anodizata la 15V au un comportament bun, cantitatea de fosfați de calciu fiind vizibila in imaginile SEM din figura ……

. a

Figura 47. Microstructura probelor de aliaj zirconic tratat electrochimic la 15V după păstrare în SBF timp de 7 zile

Testele de proliferare celulară și testul MTT

Prin selectie, proba sinterizata la 1450°C (singura proba unifazala) a fost supusa testelor de proliferare celulară în prezența liniei celulare osteoblaste după un protocol bine stabilit.

Protocolul pentru verificarea biocompatibilității și a proliferării este descris în paragrafele următoare.

Pe baza metodei calorimetrice cantitative se permite aprecierea proliferării, viabilității si citotoxicității celulare. Măsurarea viabilității și proliferării celulare formează baza pentru numeroase analize in vitro ca răspuns al unei populații de celule la factorii externi.

In vitro biocompatibilitatea a fost evaluată pe culturi de celule osteoblaste cum sunt MG63, prin utilizarea testului de viabilitate pe bază de tetrazoliu (MTT) pentru a evalua cantitativ proliferarea celulară, în timp ce morfologia a fost observată prin utilizarea tehnicii de microscopie electronică pentru celule vii. Colorarea fluorescentă se face utilizând faloidină, care se leagă în mod specific la actina filamentoasă, această etapa s-a realizat pentru a verifica integritatea citoscheletului celulelor tratate. Liniile de celule MG63 sunt foarte recomandate pentru studii de citotoxicitate, datorită sensibilității lor ridicate.

Celulele au fost cultivate în MEM Earle’s (MEM )(Biochrom, Merck Milipore), suplimentat cu 10% ser bovin fetal (Biochrom, Merck Milipore), 1% L-glutamină (Biochrom, Merck Milipore) și 1% antibiotice (penicilină și streptomicină) (Biochrom, Merck Milipore).

Pentru testul MTT, au fost însămânțate 5000 celule/godeu în plăci cu 96 de godeuri și cultivate timp de 24 ore în condiții standard (37 ±2șC, 5±1% CO2, umiditate mai mare de 90%).

Între timp, solutiile de nanoparticule de concentrații diferite (10, 5, respectiv 1μg/mL) au fost preparate prin dispersie cu ultrasunte în mediu de cultură complet și se adaugă în fiecare dintre godeurile de probă, în timp ce în godeurile de control (celule netratate) s-a adăugat mai mult mediu de cultură complet. Probele martor au fost preparate (godeuri fără celule), în scopul de a elimina posibilele interferențe.

Măsurătorile de viabilitate au fost efectuate la 24, 48, respectiv 72 de ore după tratament, nanoparticulele au fost îndepărtate cu grijă din godeuri și 10μL soluție MTT s-a adăugat peste 90μL mediu de cultură complet (suplimentat cu 5% ser fetal bovin) în fiecare godeu. Plăcile ce conțin godeurile au fost incubate timp de 2 ore, în condiții standard. După acest timp, s-au adăugat 100μL soluție alcool izopropilic pentru stabilizare în fiecare godeu și plăcile au fost supuse la agitare viguroasă timp de câteva minute. Absorbanța a fost citită la 570nm, folosind Mitras LB 940.

Pentru evaluarea morfologiei am folosit microscopia optică, imaginile au fost înregistrate cu ajutorul unui microscop Olympus CKX31CF, din probele pregătite pentru analiza viabilității, înainte de adăugarea soluției MTT.

Pentru evaluarea calitativă a efectelor citotoxice, am evoluat morfologia și integritatea citoscheletului celulelor tratate cu ajutorul Texas Red®-X faloidină (ThermoFisher Scientific) colorare cu fluorescență. În acest scop, 5000 celule au fost însămânțate pe fiecare lamelă de sticlă cu diametrul de 10 mm plasate în plăci cu 24 de godeuri și cultivate timp de 24 de ore, în condiții standard. Tratamentul a fost realizat în mod similar ca la testul de citotoxicitate. La 24 de ore după tratament, nanoparticulele au fost eliminate din godeuri și celulele au fost spălate cu grijă cu tampon fosfat salin (PBS) de 3 ori, apoi, 3,7% soluție de paraformaldehidă a fost adăugată pentru fixare, timp de 5 minute, celulele au fost permeabilizate cu 1% Triton X timp de 10 minute și colorate cu Texas Red-faloidină timp de 40 de minute (la întuneric). Celulele au fost spălate cu grijă cu PBS după fiecare etapă. Vizualizarea probelor ca preparat a fost realizată cu ajutorul microscopului cu fluorescență, Olympus LX71 și imaginile au fost înregistrate (ANDOR Technology).

Testul MTT este o medotă calorietrică de testare a activității metabolice a celulelor în prezența unor nanobiomateriale/nanoparticule. Principiu: în anumite condiții oxidoreductazele celulare NAD(P)H-dependente pot să reflecte numărul de celule viabile dintr-o cultură. Aceste enzime sunt capabile să reducă reactivul tetrazoliu MTT (3-(4,5-dimethylthiazol-2-yl)-2,5-diphenyltetrazolium bromide) la formazan insolubil, ce are culoarea violet. Metoda reducerii colorantului tetrazoliu este frecvent utilizată pentru măsurarea citotoxicității unor compuși, precum și pentru proliferarea celulară. Metoda MTT se realizează la întuneric deoarece reactivul MTT este sensibil la lumină. În Figura… se poate observa mecanismul de reducere a MTT-ului la formazan.

În urma testelor efectuate, se poate observa din Figura ….. că avem o proliferare celulară bună, zirconul oxidat partial nu afectează viabilitatea celulară nedeterminând modificări la nivelul peretelui celular și a nucleului celulei, comparativ cu proba control.

Fig…… Viabilitatea celulară a probei Zr_15V și controlul (b)

În ceea ce privește testul MTT se poate observa în Figura …., ca după 24 si 72 ore, o activitate superioara pentru celulele care vin in contact cu suprafata oxidata a zirconiului.

Fig….. Testul MTT după 24 și 72 ore pentru proba considerata

DE TRAS CONCLUZII

Bibliografie extruder

1.C.-W. Park, Extrusion of Hollow Tubes, unpublished,

2.H. F. Mark (ed.), Encyclopedia of Polymer Science and Technology, vol. 2, 3rdedition, John Wiley & Sons, (2004).

3.S. Middleman, Fundamentals of Polymer Processing, McGraw Hill (1977).

Bibliografie materiale

1. Banerjee S., M.P., Phase transformations. Examples from titanium and zirconium alloys, Elsevier, 2007, pag. 21-5.

2. Black, J., Hastings, G., Handbook of biomaterials properties, Chapman&Hall, 1998, pag 136-199

3. C.O.Bechtol, A.B.F., Jr., P.G. Laing, Metals and Enginnering in Bone and Joint Surgerz, Williams and Wilkins, Baltimore, 1999.

4. Malsch, N.H., Biomedical nanotechnology, CRC Press, 2005, pag 42-58.

5. Ratner, B.D., Hoffman, A.S., Schoen, F.J., Lemons, J.E., Biomaterials science. An introduction to materials in medicine, 2nd edition, Elsevier Academic Press, 2004, pag. 1-32, 137-151

6. Park, J.B., Bronzino, J.D., Biomaterials. Principles and applications, CRC Press LLC, 2nd edition, 2003, pag. 1-140.

7. Ho, W.F., Ju, C.P., Chern Lin, J.H., Structure and properties of cast binary Ti-Mo alloys, Biomaterials, vol. 20, 1999, pag. 2115-2122

8. Spaggiari A., D.E., Effect of Mechanical Surface Treatment on the Static Strength of Adhesive Lap Joints, The Journal of Adhesion, vol. 89, issue 9, 2013, pag. 677-696

9. Saravanan, G., Mohan, S., Structure, composition and corrosion resistance studies of Co–Cr alloy electrodeposited from deep eutectic solvent (DES), Journal alloys and compounds 522, 2012, pag. 162-166

10. Lukomska-Szymańska, M., Brzeziński, P.M., Zieliński, A., Sokolowski, J., Cytological response of palatal epithelium to TiN-coated CoCr alloy denture, Folia Histologica et cytobiologica, 2012, vol. 50, nr. 1, pag. 104-110

11. Daimatsu, Y., Yamamoto, A., Hosoda, H., Miyazaki, S., Shape memory characteristics of Ti–Mo–Ga for biomedical applications, Proc. Fall Meet. Jpn Inst. Met., 2001, pag. 401. .

12. Noser H., H.T., Schmutz B., Kamer L., Typical accuracy and quality control of a process for creating CT-based virtual bone models, J Digit Imaging. 2011, 24(3), pag. 437–445.

13. Mishra, A.K., Davidson, J.A., Poggie, R.A., Kovacs, P., FitzGerald, T.J., Mechanical and tribological properties and biocompatibility of diffusion hardened Ti–13Nb–13Zr—a new titanium alloy for surgical implants, in: S.A. Brown, J.E. Lemons (Eds.), Medical Applications of Titanium and Its Alloy: the material and biological issue, 1996, pag. 96–113. 112

14. ASTM Standard F 136, S.s.f.w.t.-a.v.E.E.L.I.a.f.s.i.a.U.R.A.I., West Conshohocken, PA. .

15. Fătu, S., Tudoran, P., Studiul materialelor metalice. Tratamente termice. Oțeluri aliate. Aliaje neferoase. Materiale noi, Vol. II, Editura Libris, Brașov, 1997, pag. 7475, 80-82, 99-111

16. http://www.scrigroup.com/sanatate/MATERIALE-CERAMICE-PENTRU-IMPL93914.php.

17. Cristina Ghitulica, E.A., Introducere in studiul biomaterialelor. Ingineria Materialelor, 208. Editura POLITEHNICA Press: p. 126-131.

18. Proiectarea matritelor pentru produse injectate din materiale plastice, A., M. Ionescu, Ianculescu M., Ioan Seres, Vass E., Rosenthal I., Biro A., Editura Tehnica –, and B. 1987;.

19. Prelucrarea materialelor plastice, A.M.R., Goldenberg N., Editura Tehnica – and B. 1963;.

20. Tehnologii de prelucrare a polimerilor. Prelucrarea materialelor plastice, A.D. and M.R. Feldman, Institutul Politehnic Iasi – 1977;.

21. Comportarea termica a polimerilor, A.C.V., E. Calugaru, A. Stoleriu, V.

Introducere

[1]- http://www.corpul-uman.com/2011/05/articulatia-genunchiului-si-rotula.html

[2]- Teza de doctorat”Recuperarea pacientilor cu artroplastie totala de genunchi”, Ileana Pop Monica

[3]- Teza de doctorat”Recuperarea pacientilor cu artroplastie totala de genunchi”, Ileana Pop Monica

[4]- http://www.lectiadeortopedie.ro/protocol-de-recuperare-dupa-artroplastia-de-genunchi/

[5]- http://www.doctorortoped.ro/genunchi-si-gamba/tratamente/genunchi-si-gamba/proteza-de-genunchi.html

.

Bibliografie

[1]- http://www.corpul-uman.com/2011/05/articulatia-genunchiului-si-rotula.html

[2]- Teza de doctorat”Recuperarea pacientilor cu artroplastie totala de genunchi”, Ileana Pop Monica

[3]- Teza de doctorat”Recuperarea pacientilor cu artroplastie totala de genunchi”, Ileana Pop Monica

[4]- http://www.lectiadeortopedie.ro/protocol-de-recuperare-dupa-artroplastia-de-genunchi/

[5]- http://www.doctorortoped.ro/genunchi-si-gamba/tratamente/genunchi-si-gamba/proteza-de-genunchi.html