Conf. Dr. Ing. Cotoros Diana-Laura Absolvent: ANGELESCU G. Loredana BRAȘOV, 2018 ANGELESCU G. Loredana Investigații calitative și cantitative pivind… [306968]
LUCRARE DE LICENȚĂ
Conducător științific:
Ș.L. Dr. Ing. Drugă Corneliu
Conf. Dr. Ing. [anonimizat]: [anonimizat], 2018
ANGELESCU G. Loredana
Investigații calitative și cantitative pivind zgârierea capetelor femurale protetice
PROIECT DE DIPLOMĂ
Specializarea:
INGINERIE MEDICALĂ
Brașov
2018
REZUMAT
Lucrarea prezintă un studiu teoretic si practic privind zgârierea capetelor femurale protetice. [anonimizat],dar si solicitările care apar. Deasemena, sunt expuse probleme ale dezaxărilor.
Partea a doua a [anonimizat].
Ultima parte a lucrării cuprinde analiza calitativă și cantitativă în care se regăsesc: metode de diagnosticare a [anonimizat] a [anonimizat].
Lucrarea se încheie cu o serie de concluzii rezultate în urma procesului de testare.
Tabel de acronime și abrevieri
1.[anonimizat]. Astfel, [anonimizat] a [anonimizat], [anonimizat] o proteză exterioară. [anonimizat], sunt utilizate doua variante chirurgicale: transplantarea și implantarea. Artroplastia totală de șold (Total Hip Arthroplasty) reprezintă la ora actuală procedeul cel mai utilizat în cadrul chirurgiei de reconstrucție a șoldului.
Procedeul a evoluat ca și consecință a [anonimizat], a caracteristicilor mecanice ale materialelor utilizate, a procedeelor noi de producere a protezelor, a [anonimizat], ca urmare a unei mai bune cunoașteri a biomecanicii articulației șoldului. Tehnologia și biomaterialele folosite la realizarea componentelor protetice s-au îmbunătățit foarte mult în ultimele decenii.
Tehnologia și biomaterialele folosite la realizarea componentelor protetice s-au îmbunătățit foarte mult în ultimele decenii. [anonimizat] (frecare, uzură și lubrifiere). [anonimizat]-ului și alegerea materialelor folosite la confecționarea implanturilor prin contribuțiile aduse la studiul comportării lor în exploatare.[1]
Lucrarea se intitulează “Investigații calitative si cantitative privind zgârierea capetelor femurale protetice” și are ca scop cercetări teoretice si practice în domeniul vast al răspunsului la solicitări curente la care sunt supuse elementele componente ale protezelor și. Lucrarea este structurată pe patru capitole. [anonimizat],[anonimizat],pe când ultimul capilol trateaza investigațiile calitative si cantitative privind zgârierea capetelor femurale protetice.
Capitolul 2, intitulat “Anatomia si fiziopatologia articulației șoldului”, tratează amănunțit probleme de anatomie si patologie legate strâns de articulația coxo-femurală. Sunt prezentate componentele articulației coxo-femurală,mișcările realizate de această articulație,dar si principalele boli care duc la protezarea șoldului.
Capitolul 3, intitulat “Biomecanica articulației șoldului”, cuprinde informații cu privire la mișcările efectuale de articulașia șoldului,solicitările care apar în timpul diferitelor activitați zilnice,dar și informații despre dezaxările axiale ale acestei articulații.
Capitolul 4, se intitulează “Protezarea articulației șoldului” și oferă o prezentare detaliată asupra componentelor protezelor,metode de protezare,dar si materialele utilizate în realizarea acestora.
Capitolul 5, se intituleaza “Investigații calitative și cantitative privind zgârierea capetelor femurale protetice” și cuprinde o serie de metode de diagnosticare a degradării protezelor de șold, o analiza cu element finit în programul SolidWorks 2016 a unei proteze de șold necimentată,dar și analiza zgârieturilor cu ajutorul microscopului cu forță atomică.
Lucrarea se încheie cu o serie de concluzii. Cuprinde referințe bibliografice,dar si câteva anexe.
2.Anatomia si fiziopatologia articulației șoldului
2.1 Anatomia articulației șoldului
Articulația șoldului este o articulație sferică restricționată,formată din trei grade de libertate (caracterizând rotirile în jurul celor trei axe ale unui sistem cartezian). Această articulație este situată la joncțiunea dintre trunchi și membrul inferior liber, care participă și asigură efectuarea în condiții optime a ortostatismului și a locomoției, realizează transmiterea greutății corpului de la pelvis spre femur în faza sprijinului mono- sau bipodal și faza de pendulare a membrului inferior necesară deplasării. (fig. 2.1)
Fig.2.1 Suprafețele articulare ale articulației șoldului.[1]
2.1.1 Componentele articulației șoldului
Suprafețele articulare sunt reprezentate de cavitatea acetabulară și capul femural care formează împreună articulația sferoidală dotată cu o stabilitate intrinsecă ce rezultă din planul de construcție al articulației, combinată cu o mobilitate deosebită.
Acetabulul este sub forma unei semisfere cu diametrul de 60 mm și ocupă o poziție strategică pe fața laterală a istmului osului coxal. Prezintă un compartiment medial nearticular numită fosă acetabulară, alcatuit în cea mai mare parte din lama patrulateră acoperită de periost. Compartimentul lateral este articular, fiind reprezentat de fața lunată de forma unei potcoave si acoperă 2/3 din suprafața capului femural.
Capul femural este o sferă cu diametrul de 42 – 56 mm, iar la femei este de obicei mai mic. Iar din punct de vedere geometric, este un sistem ogival care aproximează o sferă. Lateral si inferior, acesta se continuă cu colul femural, de care se delimitează printr-o margine circumferențială netă care determină apariția șanțului subcapital. Cartilajul hialin acoperă neuniform capul femural. Acesta este mai gros în zona centrală (3 mm) și se subțiază spre periferie,din aceste motiv acesta are proprietăți mecanice diferite pentru diversele zone ale suprafeței articulare. Se consideră că forța de reacție articulară acționează la nivelul cadranului superior, numit și suprafață portantă.
Colul femural este un segment osos cilindric de 50 mm turtit anteroposterior, acesta leagă capul de diafiza femurală. Spre deosebire de capul femural care este intracapsular, un segment lateral de aproximativ 2 cm al feței posterioare a colului rămâne extracapsular. Colul femural poate poziționa specific centrul capului femural față de axul diafizei femurale și vârful marelui trohanter. Această formă a femurului este definit de doua caracteristici:
1. În planul frontal, unghiul de inclinație se formează între axul capului și colului și axul diafizei femurale,având a valoarea medie de 130ș la adult;
Articulația șoldului (coxo-femurală) este o articulație de tip sinovial și face legătura între osul femural (capul femural) și scheletul bazinului (cavitatea acetabulară)(fig. 2.2).
2. În plan orizontal, unghiul de antetorsiune (unghi de declinație sau de tensiune) al epifizei proximale se formează între planul capului și colului femural și planul tangent la partea posterioară a condililor femurali, cu valoare medie de 12ș la adult. Variațiile acestor unghiuri dictează raportul de lungime a pârghiei musculare față de pârghia greutății corpului în balanța articulară, influențând valoarea presiunilor din articulație.[2]
Femurul este un os lung, pereche și nesimetric, care alcătuiește scheletul coapsei. Prezintă o extremitate superioară (capul femural), un corp (corpul femural) și o extremitate inferioară(condilii femurali). Capul femural, aflat la extremitatea superioară, are forma aproape sferică.
Fig.2.2 Scheletul osos al articulației șoldului și bazinului.[3]
Capul femural se continuă cu gâtul femurului. Acesta prezintă în zona laterală o proeminență masivă numită marele trohanter. Medial și inferior acestuia este situat micul trohanter, cu rol de inserție al mușchilor pe suprafața osoasă. Axul lung al gâtului femural este înclinat față de axul lung al corpului femural cu 125° -135°, unghiul format având numele de unghi de înclinație. Datorită faptului că este orientat, nu numai de jos în sus, ci și din spate – înainte, face cu planul frontal un unghi de 15°-20°, denumit unghi de declinație(fig.2.3). La adulți, unghiul de înclinație al gâtului femural variază între 125°-135°,iar în cazul noilor născuți acest unghi este de circa 140°. Pe măsură ce oamenii înaintează în vârstă, unghiul de înclinație al gâtului femural descrește, ajungând la valori mai mici de 115° în cazul persoanelor în vârstă.
Fig.2.3 Unghiurile de înclinație ale capului femural față de axul lung al corpului femural, în cazul: adulților (a); copiilor nou născuți (b); persoanelor în vârstă (c). [3]
Capsula articulară are forma unui manșon cilindric, cu o circumferință acetabulară mai mare și alta mai mică. Este mai puternică în partea superioară și anterioară, unde atinge o grosime de 10–12 mm. Structura capsulei cuprinde mai multe categorii de fibre de colagen. De la nivelul inserției anterioare și inferioare a capsulei pe femur, unele fibre, numite retinacule, se reflectă pe suprafața colului și urcă spre capul femural, acoperite de membrana sinovială. În interiorul lor există vase de sânge cu rol important în vascularizația capului femural.
Ligamentele articulației de șold acționează pentru a spori stabilitatea. Acestea pot fi împărțite în două grupuri – intracapsulare și extracapsulare:
1.Intracapsular
Singurul ligament intracapsular este ligamentul capului femurului. Este o structură relativ mică, care curge de la fosa acetabulară până la fovea femurului.
Acesta cuprinde o ramificație a arterei obturator (artera capului femurului), o sursă minoră de aprovizionare arterială a articulației șoldului.
2.Extracapsular
Există trei ligamente principale extracapsulare, continue cu suprafața exterioară a capsulei articulare:
Ligamentul liofemoral – apare din coloana anterioară inferioară iliacă și apoi se bifurcă înainte de introducerea în linia intertrohanterică a femurului.Are un aspect în formă de "Y" și previne hiperextensia articulației șoldului. Este cel mai puternic dintre cele trei ligamente.
Pubofemorale – se extind între rami publice superioare și linia intertrohanterică a femurului, consolidând capsula anterioară și inferioară.Are o formă triunghiulară și previne răpirea excesivă și extensia.
Tulburările ischiofemorale între corpul ischiului și trohanterul mai mare al femurului, întărind capsula posterioară. Are o orientare spiralata și previne hiperextensia și menține capul femural în acetabulum.[1]
Suprafețele articulare sunt acoperite de un strat de cartilaj hialin. Acest cartilaj lipsește în partea anterioară a fosei capului femural, cât și în fosa acetabulului. Mijloacele de unire ale suprafețelor articulare sunt reprezentate de o capsulă întărită de un număr de ligamente, dintre care unul se află în interiorul articulației, ligamentul capului femoral(fig.2.4).
Fig.2.4 Articulația șoldului.[4]
Forma pelvisului diferă de la persoanele de sex feminin la cele de sex masculin, după cum urmează: la persoanele de sex feminin ambele fose iliacale sunt extinse mai mult pe lățime, pe când la persoanele de sex masculin, acestea sunt extinse mai mult pe înălțime. Unghiul dintre cele două ramificații pubiene este mai mare în cazul persoanelor de sex feminin (90°), în comparație cu cel al întâlnit la persoanele de sex masculin (70°)(fig.2.5). Stabilitatea articulației șoldului este dată de o serie de ligamente și mușchi. Ligamentele articulare sunt în număr de trei și reprezintă porțiuni mai condensate ale capsulei. Acestea sunt:ligamentul iliofemural, ligamentul pubofemural și ligamentul ischiofemural. Ele au o mare importanță în asigurarea solidității și stabilității articulației, atât în regim static cât și dinamic.
Fig.2.5 Forma pelvisului în cazul persoanelor de sex: feminin(a); masculin (b).
2.1.2 Mișcările articulației șoldului
Articulația șoldului se prezintă ca o articulație sferoidală tipică, cu trei axe de mișcare. În ortostatism, cu sprijinul pe ambele membre pelviene, capul femural este solicitat la compresiune. Această solicitare se datorează greutății corpului situat deasupra articulației coxofemurale (articulația șoldului). Sprijinindu-se pe ambele capete femurale, bazinul nu necesită pentru stabilizarea sa în plan frontal decât forțe musculare foarte mici. Greutatea corpului este transmisă direct și egal la cele două capete femurale. La nivelul articulației șoldului se pot produce următoarele mișcări: flexia – extensia, abducție – adducție și mișcarea de rotație internă – externă. Datorită lungimii colului femural și unghiul de înclinație, mișcările de flexie – extensie și cele de abducție – adducție se asociază cu mișcările de rotație.
Mișcarea de flexie – extensie se execută în jurul unui ax transversal care trece prin vârful trohanterului mare. Prin mișcarea de flexie, coapsa se apropie de peretele anterior al abdomenului, iar în extensie ea se depărtează. În flexie, partea anterioară a capsulei și ligamentul iliofemural se relaxează. Limitarea acestei mișcări se face de către mușchii posteriori ai coapsei.
Amplitudinea totală a mișcării de flexie – extensie depinde de poziția în care se găsește genunchiul: astfel, dacă acesta este întins, flexia coapsei va fi limitată la aproximativ 90°. Când genunchiul este flexat, flexia coapsei atinge aproximativ 130° – 140°.
Mușchii flexori ai coapsei sunt: mușchiul iliopsoas și dreptul femural cu acțiune principală și mușchiul fasciei lata, mușchiul croitor cu acțiune mai redusă. Mișcarea de extensie este produsă de mușchiul gluteul mare care are acțiune principală și de gluteul mijlociu, bicepsul femural, semitendinosul, semimembranosul și adductorii (ultimii cu o acțiune redusă).
Mișcarea de abducție – adducție (fig. 2.6) se execută în jurul unui ax sagital care trece prin centrul capului femural. Când coapsa este extinsă, amplitudinea maximă a mișcării de abducției este de 30°-45°, iar când se găsește în flexie, abducția poate atinge aproximativ 70°. Mușchii abductori sunt: piriformul, tensorul fasciei lata și gluteul mijlociu. Mișcarea de abducție este limitată de întinderea ligamentului iliopretrohanterian (când coapsa este în extensie) și a celui pubofemural (când coapsa se află în flexie).
Fig.2.6 Amplitudinea mișcărilor efectuate de către membrele inferioare în articulația șoldului: mișcarea de flexie–extensie (a); aducție – adducție (b); rotație internă –externă.[2]
Mișcările care pot fi efectuate la articulația șoldului sunt prezentate mai jos, împreună cu principalelii mușchi responsabili pentru fiecare acțiune:
Flexie – mușchii ilieci, dreptul anterior(femural), mușchiul croitor, mușchiul pectineu
Extensie – mușchiul fesier mare; mușchiul semimembranos, mușchiul semitendinos și mușchiul biceps lung (hamstrings)
Abducție – mușchiul fesier mijlociu, mușchiul fesier mic, mușchiul piramidal și mușchiul tensor al fasciei lata
Adducția – mușchiul adductor mijlociu(lung), mușchiul biceps scurt și mușchiul adductor mare, mușchiul pectineu și mușchiul drept intern
Rotire laterală – mușchiul biceps lung, mușchiul fesier mare, mușchiul piramidal, asistat de obturatori, mușchii gemeni și mușchiul pătrat crural.
Rotația mediană – fibrele anterioare ale mușchiul fesier mediu si minim, mușchiul tensor al fasciei lata
Gradul în care poate să apară flexia la nivelul șoldului depinde de faptul dacă genunchiul este îndoit – acest lucru relaxează mușchii ischiogambieri și crește raza de flexie(fig. 2.7).
Extensia la articulația șoldului este limitată de capsula articulară și de ligamentul iliofemoral. Aceste structuri devin tensionate în timpul extinderii pentru a limita miscarea în continuare.
Fig.2.7 Mușchii coapsei.[5]
2.2 Fiziopatologia articulatiei soldului
Cele mai multe afecțiuni ale șoldului duc la înlocuirea acestuia cu diferite proteze.În această lucrare am enumerat câteva dintre aceste cazuri .
2.2.1Fractura de șold
O fractură de șold este o ruptură în partea superioară a osului femural (coapsei). Mărimea pauzei depinde de forțele implicate. Tipul de intervenție chirurgicală utilizat pentru a trata fractura de șold se bazează în primul rând pe oasele și țesuturile moi afectate sau pe nivelul fracturii(fig. 2.8).
Cauze
Fracturile de șold apar cel mai frecvent dintr-o căzatură sau dintr-o lovitură directă pe marginea șoldului. Unele afecțiuni medicale, cum ar fi osteoporoza, cancerul sau leziunile de stres, pot slăbi osul și pot face șoldul mai susceptibil la rupere. În cazurile severe, este posibil ca șoldul să se rupă cu pacientul doar stând pe picior și răsucind-ul.
Fig.2.8 Fractura de col femural.[6]
Simptomele fracturii de șold
Simptomele fracturii de șold apar destul de repede si se caracterizeaza prin:
Dureri ale coapsei superioare sau in zona inghinală;
Piciorul va fi orientat spre exterior;
Apariția vânătăilor sau rigiditatea piciorului;
După căzătură pacientul este incapabil de a se mișca.
Diagnosticarea medicală a fracturii de șold
Diagnosticul unei fracturi de șold este, în general, realizat printr-o radiografie a șoldului și a femurului.Fracturile de șold apar la capătul superior al osului coapsei (femur).
În unele cazuri, dacă pacientul cade și se acuză de durere de șold, o fractură incompletă nu poate fi văzută pe o radiografie obișnuită. În acest caz, poate fi recomandată imagistica prin rezonanță magnetică (RMN). Scanarea RMN va arăta de obicei o fractură ascunsă.
Un RMN poate identifica o fractură de șold ratată altfel pe raze X obișnuite.
Dacă pacientul nu poate efectua o scanare RMN datorită unei afecțiuni medicale asociate, poate fi obținută tomografie computerizată (CT). Totuși, tomografia computerizată nu este la fel de sensibilă ca RMN pentru a vedea fraze de șold ascunse.[7]
2.2.2.Coxartroza
Este numită și artroza coxo-femurală sau artroza șoldului, reprezintă localizarea reumatismului cronic degenerativ la nivelul articulației coxofemurale(șoldului).
Coxartroza este un tip degenerativ de artrită care apare cel mai frecvent la persoanele de 50 de ani și peste, deși poate apărea și la tineri (fig.2.9).
Fig.2.9 Coxartroza la nivelul șoldului.[8]
În coxartroză, cartilajul din articulația șoldului se îndepărtează treptat în timp. Pe măsură ce cartilajul se îndepărtează, devine frământat și dur, iar spațiul protector al articulațiilor dintre oase scade. Acest lucru poate duce la frecarea osului pe os. Pentru a compensa cartilajul pierdut, oasele deteriorate pot incepe sa creasca spre exterior si formeaza pinteni ososi (osteofite).
Coxartroza se dezvoltă încet, iar durerea pe care o cauzează se înrăutățește în timp.
Simptome
Cel mai frecvent simptom al coxartrozei de șold este durerea în jurul articulației șoldului. De obicei, durerea se dezvoltă lent și se înrăutățește în timp, deși este posibilă și debutul brusc. Durerea și rigiditatea pot fi mai accentuate dimineața sau după șederea sau odihna pentru o vreme. În timp, pot apărea mai frecvent simptome dureroase, inclusiv în timpul somnului sau în timpul nopții. Simptome suplimentare pot include:
Durere in zona inghinală sau coapsei care radiază in jurul feselor sau genunchiului;
Durerea care se înrăutățește cu o activitate viguroasă;
Rigiditatea articulației șoldului care face dificil mersul sau îndoirea;
"Blocarea" sau "lipirea" articulației și un zgomot de măcinare (crepitus) în timpul mișcării cauzate de fragmente pierdute de cartilaj și alte țesuturi care interferează cu mișcarea netedă a șoldului;
Scăderea intervalului de mișcare în șold, care afectează capacitatea de a merge și poate provoca o înfrigurare;
Creșterea durerii articulare cu vremea ploioasă.
Analiza imagistică
Razele X. Aceste teste imagistice creează imagini detaliate ale unor structuri dense, cum ar fi oasele. Razele X (fig. 2.10) ale șoldului artritic pot prezenta o îngustare a spațiului articular, modificări ale osului și formarea de spori osoși (osteofiți).
Ocazional, poate fi necesară scanarea prin imagistică prin rezonanță magnetică (RMN), o scanare cu tomografie computerizată (CT) sau o scanare osoasă pentru a determina mai bine starea osului și a țesuturilor moi ale șoldului.[8.]
Fig.2.10 Radiografia bazinului.[9]
2.2.3.Necroza avasculară a capului femural
Necroza avasculară (AVN) a capului femural este o cauză din ce în ce mai frecventă a dizabilității musculo-scheletice și reprezintă o provocare majoră pentru diagnostic și terapeutică. (fig. 2.11).Deși pacienții sunt inițial asimptomatici, necroza avasculară a capului femural progresează de obicei la distrugerea articulațiilor, necesitând înlocuirea totală a șoldului, de obicei înainte de decada a cincea. De fapt, 50% dintre pacienții cu necroză avasculară suferă o distrugere severă a articulațiilor ca rezultat al deteriorării și sunt supuși unei proceduri chirurgicale majore de tratament în decurs de 3 ani de la diagnosticare. Colapsul capului femural apare, de obicei, în decurs de 2 ani de la dezvoltarea durerii de șold.
Arterele retinaculare posterioare superioare asigură alimentarea majoră a sângelui epifizei. Acestea traversează gâtul femural și sunt cuprinse în capsula articulară și dau naștere la vasele epifizale laterale la joncțiunea capului și gâtului femural. De acolo, penetrează femurul și furnizează epifizul femural (fig. 2.12).
Fig. 2.11 Necroza necastică a capului femural. Ilustrație a circulației normale a capului femural, văzută din abordarea posterioară.[10]
Deoarece măsurile de conservare a articulației sunt asociate cu prognoze mai bune atunci când diagnosticul de necroză avasculară (AVN) se face la începutul bolii și deoarece rezultatele terapiei de substituție în comun sunt mai sărace la grupele de vârstă mai mică decât la pacienții vârstnici, este important a diagnostica această condiție cât mai curând posibil pentru a preveni sau întârzia progresia bolii.
Necroza avasculară este caracterizată prin zone ale osului trabecular mort și ale măduvei care se extind pentru a implica placa subchondrală. Aspectul anterolateral al capului femural, principala regiune a greutății, este în mod obișnuit implicat, însă orice regiune a capului femural poate fi implicată. La adulți, segmentul implicat de obicei,nu revascularizează niciodată complet, iar colapsul capului femural apare de obicei când se detectează radiologic AVN.
Capul femural este cel mai vulnerabil loc pentru dezvoltarea necrozei avasculare. Locul necrozei este de obicei imediat sub suprafața articulară a osului (adică aspectul anterolateral al capului femural). Acesta este locul cel mai mare stres mecanic.
Fig. 2.12 Necroza avasculară a capului femural. Ilustrație care demonstrează că alimentarea cu sânge a capului femural este compromisă de fracturile femurale subcapitale.
Persoanele vârstnice prezintă un risc scăzut de dezvoltare a necrozei avasculare. Celulele de grăsime devin mai mici la persoanele în vârstă. Spațiul dintre celulele grase se umple cu un reticul liber și fluidul mucoid, care sunt rezistente la AVN. Această afecțiune este denumită măduvă gelatinoasă. Chiar și în prezența unei presiuni intramedulare crescute, fluidul interstițial este capabil să scape în vasele de sânge, lăsând spațiile liber pentru a absorbi lichid suplimentar.
Sechele ale necrozei avasculare
Necroza avasculară progresează de la o boală minimă la mai severă până la o eșec mecanic.
Dacă zona vasculară este mică și nu este adiacentă unei suprafețe articulare, pacientul poate fi asimptomatic; vindecarea poate să apară spontan sau boala poate rămâne nedetectată sau poate fi descoperită întâmplător în timpul lucrului în alte condiții.
Odată ce AVN se dezvoltă, reparația începe la interfața dintre osul viabil și osul necrotic. Osul moale este reabsorbit doar parțial. Oasele reactive și reparative sunt așezate pe trabeculele moarte, ducând la o margine sclerotică a trabeculelor îngroșate într-un front avansat al hiperemiei, inflamației, resorbției osoase și fibrozei. Resorbția incompletă a osului mort are un aspect mixt sclerotic și chistic pe radiografii. Necroza și reparația sunt în curs de desfășurare în diferite stadii de evoluție într-o singură leziune.
RMN este cel mai sensibil mijloc de diagnosticare a necrozei avasculare(fig. 2.13). Această modalitate imagistică oferă criteriul standard al evaluării diagnostice neinvazive și este mai sensibil decât scanarea CT sau scintigrafia plană. În plus, RMN este mult mai sensibil decât radiografia filmului simplu pentru detectarea necrozei avasculare (AVN). Cu toate acestea, magneții cu câmpuri joase (0,1 Tesla [T]) nu sunt la fel de sensibili pentru diagnosticarea AVN.
RMN este indispensabilă pentru stadializarea precisă a necrozei avasculare, deoarece imaginile descriu în mod clar mărimea leziunii și pot fi făcute estimări brute ale stadiului bolii. RMN permite evaluarea secvențială a leziunilor asimptomatice nedetectabile pe radiografiile simple.RMN facilitează un răspuns mai bun la tratament deoarece, prin utilizarea RMN, AVN este diagnosticat într-o etapă anterioară, iar măsurile terapeutice sunt mai reușite cu cât mai devreme sunt începute.
Fig. 2.13 Necroza avasculara a capului femural vazuta la RMN.
Scanarea CT
Rezoluția spațială mare și rezoluția contrastului de scanare CT permit analiza caracteristicilor morfologice (fig. 2.14), iar sensibilitatea scanării CT în detectarea necrozei avastice precoce este de 55%, ceea ce este similar cu sensibilitatea imagistică plană a medicinii nucleare. Astfel, scanarea CT este mai adecvată pentru evaluarea gradului de implicare, cum ar fi lucindiile subdondrale și scleroza în timpul etapei de reparare, înainte de declanșarea colapsului capului femural și a bolii degenerative suprapuse.[10]
Fig. 2.14 Necroza avasculara a capului femural vazuta la examenul CT.
3.Biomecanica articulației șoldului
3.1 Informații generale
Biomecanica include cercetarea și analiza mecanicii organismelor vii și aplicarea principiilor de inginerie.
Biomecanica este știința care se ocupă de mișcarea corpului uman în care se află mușchii, oasele, tendoanele și ligamentele, acestea lucrează împreună pentru mișcarea întregului corp. Mintea controlează mișcările ca o mașină. Articulația șoldului este flexată și atașată la osul trunchiului prin mușchi. Acești mușchi sunt delimitați sub șold. Au fost efectuate multe investigații pe această temă, care dezvăluie o mulțime de informații. Diferite forțe care acționează asupra șoldului, presiune excesivă asupra ligamentelor datorate supraîncărcării în diverse activități, etc. afectează funcționarea șoldului, conducând la răni precum ruptura în ligament. Leziunile ligamentului la nivelul șoldului sunt frecvente în special în domeniul sportului și al activităților înrudite sportului. Ruptura acestor ligamente provoaca dezechilibru între mișcarea șoldului și stabilitatea, care are ca rezultat o cinematică anormală a șoldului și distruge țesuturile din și în jurul articulației, ducând la dureri severe. Unele activități, cum ar fi urcarea și coborârea scării, sunt complexe și necesită o mai mare coordonare între principalii mușchi ai membrelor inferioare.
Prin utilizarea tehnologiei și tehnicii de robotică modelarea computerizată, există o mai bună înțelegere a cinematicii șoldului și mecanica de înlocuire a șoldului. Forțele și momentele intersegmentale calculate din dinamica inversă se datorează contribuțiilor musculare, ligamentului și forțelor de contact.[11]
Articulația coxofemurală se prezintă ca o articulație seroidală tipică, cu 3 axe de mișcare(fig. 3.1). La nivelul acesteia se pot realiza mișcările următoare:
Flexie-extensie
Abducție-adducție
Circumducție
Rotație
Datorită lungimii colului femoral si unghiului de înclinație, mișcarile de flexie-extensie si cele de abducție-adducție se asociaza cu mișcări de rotație.
Flexia si extensia se realizeaza in jurul unui ax transversal care trece prin vârful trohaterului mare. Executând mișcarea de flexie, coapsa se apropie de peretele anterior al abdomenului, iar in extensie, ea se îndepartează. În flexie, partea anterioară a capsule si ligamentul iliofemural se relaxează. Limitarea mișcării acesteia se face de către mușchii posteriori ai coapsei. Amplitudinea totală a mișcărilor de flexie-extensie depinde de poziția în care se găsește genunchiul: dacă acesta este extins, flexia coapsei va fi limitată la aproximativ 90°. Atunci cand genunchiul este flexat, flexia coapsei ajunge la 130°. Considerând punctul fix la nivelul bazinului, atunci membrul inferior poate realiza urmatoarele mișcări: flexie-extensie, abducție-adducție si mișcarea de rotație internă-externă. Planele in care se gasesc cele trei axe sunt planele anatomice: planul frontal, planul sagittal si planul orizontal.
Fig.3.1 Mișcările articulației șoldului
3.2 Noțiuni de biomecanica șoldului
În cursul solicitărilor, în mod normal, femurul este comprimat între cavitatea cotiloidă a bazinului si platourile tibiale. Linia de acțiune a acestei compresiuni poartă numele de axă mecanică si se definește ca linia ce unește centrul capului femoral cu centrul genunchiului (fig. 3.4). Axa mecanică face cu axa diafizei un unghi de 6-9°.
Fig.3.2 Liniile membrului inferior în plan frontal și sagital. [12]
Poziția femurului, ca și forma sa, fac ca, în sprijinul unipodal, vertical coborârea din centrul de greutate al corpului să fie excentrică față de diafiza femurală. Bazinul este menținut orizontal de forța musculară a abductorilor, care sar peste șoldul membrului de sprijin( de la bazin la marele trohater). Bazinul si femurul pot fi astfel comparate cu modul de încărcare al unei macarale. Femurul va fi supus unei solicitări compuse din încovoiere si compresiune(fig. 3.3).
Fig. 3.3 Poziția femurului în cadrul articulației coxo-femurale.
Mai multe cercetări au încercat să stabilească solicitările la care este supusă în mod normal diafiza femurală.
Încărcarea excentrică a femurului face ca el să fie supus unei solicitări compuse de compresiune si înconvoiere, între tensiunile de tracțiune și cele de compresiune există o axă neutră, în lungul căreia tesiunile sunt nule. Se poate determina o linie neutră anterioară și una posterioară. Linia neutră anterioară LNA si cea posterioară LNP suferă,de la extremitatea superioară spre cea inferioară,o rotire(fig. 3.6).
Fig. 3.4 Reprezentarea axei neutre a femurului față de care tensiunile sunt nule.
Axa neutră face parte într-un plan sagital în partea superioară a femurului și într-un plan frontal în regiunea inferioară. Diafiza femurală este impărțită de axa neutră în două zone inegale ca mărime, o zona solicitată la compresiune și una la tracțiune. Ambele zone au o configurație elicoidală ,datorită poziției variabile a axei neutre. Se imparte aproximativ egal suprafața unei secțiuni între porțiunea superioara,zona comprimată situată intern și zona întinsă,situată extern. În regiunea inferioară, zona întinsă este micșorată considerabil, iar zona comprimată reprezenând aproape toată secțiunea.
Fig. 3.5 Reprezentarea axei neutre în plan sagittal.
Tractul iliotibial în stațiunea unipodală, așezat extern față de femur, se pune în mod reflex în tensiune, după ce femurul memmbrului de sprijin suportă greutatea corpului. Tractul ilio-tibial este tensionat de aceiași mușchi care fixează bazinul în momentul sprijinului unipodal și astfel fac posibilă transmiterea greutății corpului de la bazin la femur.
Fig. 3.6 Reprezentarea tractului iliotibial, în stațiunea unipodală.
Este foarte importantă cunoașterea acestor forte care acționează asupra articulației șoldului deoarece este necesară mai multor activități de cercetare în domeniul protezelor. Implanturile noi necesită efecturarea unor teste la oboseală in condiții fiziologice de încărcare, înainte de a fi utilizate clinic. Optimizarea funcțională a protezelor presupune cunoașterea acestor forte.
Fig. 3.7 Descompunerea forțelor din pelvis în sprijinul bipodal.[13]
3.2.1Aplicație
Fig. 3.8 Modelul biomecanic al sistemului anatomic șold-coapsă: forțele ce acționeaza asupra sistemului anatomic (a); descompunerea forțelor ce acționează asupra sistemului anatomic (b).
Se consideră un subiect uman cu masa 89,71 kg în poziția de echilibru ortostatic. Forțele ce acționează asupra sistemului anatomic șold-coapsă sunt prezentate în fig. 3.8. a, b, acestea fiind reprezentate în planul frontal, unde:
– forța exercitată de către mușchii abductori,=600 N;
– componentele pe axele Ox, Oy, a forței exercitată de către mușchii abductori, [N];
– forța de reacțiune din articulația șoldului, [N];
– componentele pe axele Ox, Oy, a forței de reacțiune din șold, [N];
– greutatea coapsei, =88N;
A, B, C, O – marele trohater, articulația genuchiului,centrul de greutate al coapsei, articulația șoldului;
α – unghiul pe care îl face muschiul abductor cu verticala, α=35°;
β – unghiul de înclinație al gâtului femural față de orizontală, β=45°;
a, b, c, d, e, f, g – distanțele ce se formează între componentele forțelor interne și centrul de rotație al articulației șoldului, respectiv: a=0,325 m; b=0,2 m; c=0,025 m; d=0,011 m; e=0,018 m; f=0,025 m; g=0,4 m; și AO=0,035 m;
– componentele pe axele Ox, Oy, a forței de reacțiune din articulația genunchiului, unde =3,8 N și =394 N;
– momentul reactive din articulația genunchiului, Mg=20,3 Nm;
– momentul reactive din articulația șoldului, [Nm].
Ținând seama de modelul biomecanic din fig. 3.8 și de datele menționate anterior, să se calculeze componentele forțelor de reacțiune pe cele două direcții() și momentul reactiv din articulația șoldului (). Pentru determinarea necunoscutelor este necesar scrierea ecuațiilor de echilibru. Datorită faptului ca subiectul uman se gasește in poziție ortostatică, suma forțelor nu mai este egală cu forța de inerție data de condiția dinamică, ci va fi egală cu zero, după cum urmează:
(3.1)
Astfel ecuațiile de echilibru pentru modelul biomecanic prezentat in fig. 3.8 se particularizează sub forma:
(3.2)
Din sistemul ecuațiilor de echilibru (3.2) se va obține:
(3.3)
Se cunoaște faptul că forța dezvoltată de mușchiul abductor, =600 N și face cu verticala un unghi de α= 35°. Astfel, forța musculară se descompune după cele două direcții Ox, Oy în două componente, . Ținând cont de modul de descompunere a forței musculare și de unghi α, va rezulta faptul că:
(3.4)
Înlocuirea sistemului de ecuații (3.4) în sistemul de ecuații (3.3) se vor obține următoarele:
(3.5)
Înlocuind în sistemul de ecuații (3.5) valorile numerice ale ăarametrior specifici modelului biomecanic din figura 3.2 , s-au obținut valorile forțelor de reacțiune și a momentului reactiv din șold : =344,15 N; =348 N și = -0,567 Nm.
În urma rezultatelor obținute se poate reface modelul biomecanic al sistemului anatomic șold-coapsă, reprezentat în fig. 3.8. Astfel, sensurile forțelor de reacțiune și al momentului vor fi conectate(fig. 3.9).
Fig. 3.9 Modelul biomecanic al sistemului anatomic șold-coapsă revizuit după determinarea valorică a forțelor de reacțiune și a momentului reactiv din articulația șoldului.[14]
3.3 Biomecanica deviațiilor axiale
Țestul de aliniere corectă este dat de coliniaritatea segmentelor de dreapta ce unesc centrul capului femural, centrul articulației genunchiului și centrul gleznei. Orice abatere de la aceasta axă devine o deviație axială.
O clasificare a acestor deviații poate fi făcută în primul rând în funcție de cauză după cum urmează:
deviații axiale fără modificarea formei oaselor sau datorate unor deformații sau uzări articulare;
deviații axiale cu deformarea efectivă a oaselor sau de cauza extraarticulară.
1.Deviații axiale fără modificarea formei oaselor
Acest tip de deviații pot apărea atât în plan sagital cât și în plan frontal. Deviațiile în plan frontal ale membrului inferior în zona articulației genunchiului se numesc de tip varus , sau popular „picioare în paranteză” și de tip valgus sau „picioare în X”(fig. 3.10). Se observă că în ambele situații axa mecanica a piciorului care este dusă prin centrul capului femural și prin centrul gleznei nu intersectează centrul genunchiului. In cazul deformației varus axa mecanica trece prin partea mediala a genunchiului iar la valgus prin partea laterală a genunchiului.
Fig.3.10 Deviații axiale în plan frontal
2. Deviații axiale datorate deformării efective a oaselor sau de cauza extraarticulară.
În această situație nu există uzări în articulații, deviațiile fiind datorate deformărilor oaselor ca urmare a unor a unor boli sau malformații congenitale sau a unor fracture(fig. 3.11).
Fig.3.11 Dezaxări din cauza formei oaselor[12]
3.4 Programul HIP 98
Colecția de date HIP98 conține forțele care acționează în articulația șoldului în timpul celor mai comune activități de viață zilnică. Măsurătorile au fost efectuate în 1998 la 4 subiecți. Pe lângă încărcările implantului și videoclipurile sincronizate ale subiecților (ca în OrthoLoad), această bază de date oferă date de analiză a mersului, forțe musculare calculate, semnale EMG și numere pentru frecvențele diferitelor activități(Fig. 3.12).
Forțele care acționează la acetabulum,partea pelviană a articulației șoldului, au fost determinate suplimentar, utilizând forțele care acționează în raport cu femurul, plus datele de analiză a mersului. Din rezultatele persoanelor fizice, sunt furnizate, de asemenea, sarcini care acționează într-un subiect "tipic" sau reprezentativ.
Fig. 3.12 Interfața programului HIP 98
Unități de măsură [% BW,% BW * m sau N, Nm]
Forțele din coloana vertebrală au unitatea de măsură N, momentele au unitatea Nm. Datele din toate celelalte implanturi sunt date în% BW (procente din greutatea corporală) pentru forțe și% BW * m pentru momente. Acest lucru se face deoarece rezultatele sunt mai uniforme între subiecți. Dacă înlocuiți% BW cu un procent din greutatea corporală a pacientului, veți obține forțele sau momentele în N sau Nm.
Exemplu: Dacă un pacient are o greutate corporală de 850 N (86,4 kg), trebuie să înmulțiți forțele sau momentele date în% BW sau% BW * m cu factorul 8.5 pentru a le obține în N sau Nm. Greutatea corporală și factorul de multiplicare al fiecărui subiect individual sunt specificate în fereastra "Info Patient" a videoclipurilor OrthoLoad, de exemplu 8,5 * {% BW,% BWm} -> {N, Nm}.[15]
Tabelul 3.1 Forțele maxime care acționează pentru cei 3 pacienți la diferite activități fizice.
Fig. 3.13 Forța maximă care acționează asupra articulației șoldului în timpul mersului normal pentru pacientul 1
Fig. 3.14 Forța maximă care acționează asupra articulației șoldului în timpul urcării scărilor pentru pacientul 1
Fig. 3.15 Forța maximă care acționează asupra articulației șoldului în timpul coborârii scărilor pentru pacientul 1
Fig. 3.16 Forța maximă care acționează asupra articulației șoldului în timpul genoflexiunilor pentru pacientul 1
Fig. 3.17 Forța maximă care acționează asupra articulației șoldului în timpul mersului normal pentru pacientul 2
Fig. 3.18 Forța maximă care acționează asupra articulației șoldului în timpul urcării scărilor pentru pacientul 2
Fig. 3.19 Forța maximă care acționează asupra articulației șoldului în timpul coborârii scărilor pentru pacientul 2
Fig. 3.20 Forța maximă care acționează asupra articulației șoldului în timpul genoflexiunilor pentru pacientul 2
Fig. 3.21 Forța maximă care acționează asupra articulației șoldului în timpul mersului normal pentru pacientul 3
Fig. 3.22 Forța maximă care acționează asupra articulației șoldului în timpul urcării scărilor pentru pacientul 3
Fig. 3.23 Forța maximă care acționează asupra articulației șoldului în timpul coborârii scărilor pentru pacientul 3
Fig. 3.24 Forța maximă care acționează asupra articulației șoldului în timpul genoflexiunilor pentru pacientul 3
3.5 Sarcini reale pentru testarea implanturilor de șold
Scopul este acela de a defini condițiile de încărcare reale pentru implanturile de șold, pe baza măsurătorilor forței de contact in vivo și pentru a vedea dacă standardele ISO actuale simulează într-adevăr sarcini reale. Scenariile de sarcină obținute se bazează pe forțele de contact in vivo ale șoldului măsurate la 4 pacienți în timpul diferitelor activități și pe înregistrările de activitate de la 31 de pacienți. Scenariile de sarcină pot fi adaptate în diverse scopuri de testare prin aplicarea sarcinilor de vârf medii sau înalte, a activităților cu impact înalt sau a activităților cu impact redus și prin simularea pacienților normali sau foarte activi. Cele mai intense activități sunt mersul pe jos (forța medie maximă 1800 N, înalte forțe de vârf 3900 N), urcarea în trepte (forțe medii ale vârfului 1900 N, forțe de vârf înalte 4200 N) și împiedicare (forțe maxime de vârf 11000 N). Momentele torsionale sunt cu 50% mai mari pentru urcarea pe scări decât pentru mersul pe jos. Zece milioane de cicluri de încărcare simulează un timp de implantare de 3,9 ani la pacienții activi. Proprietățile in vitro de oboseală ale fixărilor implantului fără ciment sunt depășite în timpul poticnirii. Cel puțin pentru subiecții activi și foarte activi, condițiile de încărcare reală sunt mai critice decât cele definite de standardele ISO pentru testele de oboseală.
Se definesc condițiile de încărcare realiste, dar totuși simple, pentru testarea și analizarea implantului de șold. Aceste condiții, pe baza măsurătorilor de forță de contact in vivo, trebuie comparate cu standardele actuale ISO 7206-4 / 8 pentru testele de oboseală pentru a vedea dacă aceste standarde simulează încărcăturile reale(Fig.3.25).
Bazându-se pe forțele in vivo măsurate la 4 subiecți în timpul activităților zilnice de rutină și pe ciclurile de încărcare pentru 31 de subiecți cu implanturi de șold, acele condiții de încărcare au fost identificate care sunt cele mai dificile pentru implant și fixare. Selectarea celui mai relevant scenariu de testare va depinde de tipul de investigații, de exemplu, de teste mecanice sau de studii cu elemente finite, precum și de concentrarea studiului, de ex. rezistența la uzură, uzura, fixarea osului sau remodelarea osului.
Forța F de contact a șoldului a fost măsurată prin endoproteze telemetrice de șold, implantate la 4 subiecți cu coxartroză. Aceste implanturi permanente sunt modificări ale modelelor dovedite clinic și sunt implantate prin proceduri standard chirurgicale. Ele folosesc tenzometre pentru a măsura cele 3 componente de forță, sunt alimentate inductiv și au o precizie de măsurare de aproximativ 1%.Datele privind forțele și mersul au fost înregistrate în timpul diferitelor activități. Datele obținute de la mai multe studii la aceiași subiecți au fost medii mai întâi, apoi datele din indivizi au fost medii din nou. Forțele de contact finale reprezintă încărcarea articulară a șoldului pacientului "tipic".
Fig. 3.25 Sistemul de coordonate pentru femur si implant.[16]
4.Protezarea articulației șoldului
4.1. Clasificarea protezelor
Cuvântul „proteză” provine de la cuvintele grecești: „pro” – în loc, și „tilhemi” – așezare, indicând prin urmare un aparat care să înlocuiască lipsa unui organ în întregime sau numai a unui segment al corpului. Denumirea de proteză este de multe ori folosită greșit în limbajul comun, cauzând confuzii atunci când este vorba de un aparat ortopedic, care are ca scop reglarea unei funcții sau îndreptarea unei atitudini vicioase.
Tabelul 4.1 Clasificarea protezelor
Principiul de protezare constă în folosirea protezelor pentru îmbunătățirea funcției vitale și a modului de viață a persoanelor cu deficiențe motorii și nu numai. Este cunoscut faptul că pierderea unui segment unilateral sau bilateral, precum si diferite răni ce afectează o funcție fiziologică sau creează o atitudine vicioasă a aparatului locomotor, dezvoltă apariția unui traumatism psihic cu reacții grave asupra individului.
Întregirea unui membru amputat este unul dintre cele mai importante scopuri din domeniul protetic și este și parte de sine stătătoare a biomecanicii și terapeuticii.
Protezele sunt foarte complexe și pot varia în funcție de aplicabilitatea lor și pot fi clasificate după diferite criterii(Tabelul 4.1).
4.2 Proteze de șold
4.2.1 Înlocuirea totală a articulațiilor (TJR)
Înlocuirea totală a articulațiilor este o procedură chirurgicală în care părțile unei articulații artrotice sau deteriorate sunt îndepărtate și înlocuite cu un dispozitiv metalic, plastic sau ceramic numit proteză(Fig.4.1). Proteza este concepută pentru a replica mișcarea unei articulații normale, sănătoase.
În înlocuirea totală a articulațiilor (TJR), tipurile cele mai răspândite sunt: înlocuirea totală a șoldului (THR) și înlocuirea totală a genunchiului (TKR) .TJR se efectuează în mod normal, numai la pacienți care au peste 60 de ani. Cu toate acestea, în prezent, tot mai mulți pacienți, care necesită TJR, sunt tineri.
Fig.4.1 Dispozitive de protezare totală a articulațiilor umane: a-Proteză de șold ; b-Proteza de disc SB Charitè III; c-Proteza de disc Maverick (Murtagh și colab., 2009); dProteză de genunchi; e-Proteză de umăr; f-Proteză pentru încheietura mâinii [17]
Deoarece TJR sunt sub influența forțelor fluctuante care se repetă ciclic, cauzate de gravitație și de acțiunea musculară, caracteristici mecanice, cum ar fi modulul de elasticitate, tenacitatea și ductilitatea sunt factori relevanți.
În articulația șoldului uman, în timpul unui ciclu normal de mers pe jos, sunt clasificate două faze:
În faza de sprijin, în articulația șoldului se desfășoară o sarcină foarte ridicată și mișcarea relativă în articulație (între capul femural și priză), este foarte mica(Fig.4.2).
În faza de leagăn/balans, chiar dacă sarcina în articulație este mai mică, decât în faza de sprijin, mișcarea în articulație este mai mare. Unii autori cred că degradarea materialului(uzura) progresează foarte repede, în această fază. Combinațiile de materiale, gradul de finisare al suprafețelor (în special rugozitatea), diametrul capului femural și a cupei acetabulare sunt aspecte importante în minimizarea frecării, uzurii și coroziunii. Frecare redusă, uzură scăzută și biocompatibilitatea bună sunt caracteristicile de dorit pentru protezele de înlocuire totală a articulațiilor.
Fig. 4.2 Forța din articulația șoldului de-a lungul unui ciclu de mers
Înlocuirea totală a articulațiilor (TJR) a luat o amploare foarte mare, aproximativ, în ultimii 60 de ani. La începutul perioadei TJR, un număr de proteze de șold cu configurații metal-pe-metal (MoM) s-au inventat și utilizat; ne referim în primul rând la prima generație de proteze MoM, care au fost fabricate din aliaje de crom-cobalt. Printre ele, protezele de tip McKee-Farrar au fost utilizate cel mai des. În timp ce unele dintre implanturile timpurii McKee au avut eșecuri pe termen scurt, altele au supraviețuit pe perioade de aproximativ 30 de ani. La sfârșitul anilor 50 și începutul anilor 60, Sir J. Charnley a încercat polietilena (PTFE și UHMWPE) în calitate de material pentru acetabulum, design care se mai păstrează și astăzi. Acesta a obținut o frecare redusă între componenta acetabulară (din polietilenă) și cea femurală, realizată dintr-un oțel inoxidabil (mai târziu aliaj de cobalt-crom)(Fig.4.3). O modalitate de a îmbunătăți pe termen lung durata de viață a TJR a trezit interesul pentru utilizarea cuplelor material dur-pe-material dur. Astfel au fost modificate si dezvoltate sistemele Ceramică-pe-Ceramică (CoC), Metal-pe-Metal (MoM) și Ceramică-pe-Metal (CoM), care au atras multe investigații.
Fig. 4.3 Evoluția materialelor folosite pentru înlocuirea articulației de șold din 1950 până în 2000
Materialele ceramice, printer care se enumeră Alumina și Zirconiu, au fost introduse în intervenții chirurgicale ortopedice la începutul anilor 70. La rezultatele clinice și de laborator, pentru înlocuirea totală a articutațiilor (mai ales pentru CoC), s-au observat rate reduse de uzură.
Articulațiile de tip CoC oferă beneficii mari cum și anume: rezistență mai mare la uzură și frecare, o mai bună capacitate de lubrifiere și ,prin urmare,pentru implanturi, o durată de viață mai mare.Sunt și câteva dezavantaje cum ar fi prețul de cost și dificultatea mare pentru eliminarea fragmentelor ceramice din jur țesuturilor gazdă, în cazul în care se degradează proteza.
4.2.2 Artroplastia totală de șold
Artroplastia totală de șold (THA) este indicată în cazul pseudo-artrozei de col femural cu necroza capului, la persoane peste 60 de ani. Tot peste această vârstă, intervenția are indicații relative în coxartroză, nevroză aseptică, eșecurile osteosintezei septice de col, sechele după fracturile de cotil, sechele după artritele septice și TBC, protruzia acetabulară din artrita reumatoidă. La indivizii peste 65 de ani, tehnica își poate găsi indicația și în fracturile recente ale colului femural. În condiții cu totul deosebite (artrite reumatice, sinovite, luxație congenitală inveterată, distrofii sau tumori ale capului femural), intervenția poate fi aplicată și sub 50 de ani.
Artrita cauzează probleme de sănătate pe termen lung, pentru mai mult de unul din șapte adulți și este a doua cauză mai frecventă a absenteismului de la locul de muncă atât la bărbații, cât și femei. Fig. 2.4 rezumă piața implantului așa cum este prezentată în datele oferite de Registrul Național Suedez de Artroplastie de șold în 2004.
Fig. 2.4 Piața implanturilor în lume
În Marea Britanie (U.K), în 2003 (între aprilie și decembrie), au fost efectuate 25000 de înlocuiri de șold (91% artroplastie primară și 9% de revizie) și 22000 de înlocuiri ale articulației genunchiului (94% artroplastie primară și 6% revizie).
“Deși, statistic vorbind, cele mai multe persoane, care au suferit o înlocuire de articulație, sunt cu vărsta cuprinsă între 60 și 80 de ani și mulți pacienți tineri (sub 40 de ani) au suferit artroplastii de șold și genunchi datorită artritei și accidentelor. De aceea este nevoie ca protezele care înlocuiesc articulațiile să aibă o durată de viață cât mai mare și să fie mai sigure în exploatare. Prin urmare, noua generație (a II-a) de articulații artificiale Metal-pe-Metal (MoM), au fost luată în considerare ca o alternativă la implanturile frecvent utilizate de tip Metal-pe-Polietilenă (MoP)(Fig. 4.5). Un sondaj efectuat de NJR (National Joints Registry din Marea Britanie), arată că cel mai popular material pentru capul femural este metalul, care a fost implantat în 76,3 % dintre artroplastiile primare de șold. La aceste articulații MoM, preocupările rămân în ceea ce privește nivelul ridicat de ioni metalici rezultat, in vivo. “
Deși implantul ar trebui să aibă o durată de viață de 10-20 de ani sau mai mult, 10% din implanturi au nevoie de o revizie după 5 ani, datorită unor diverse motive. Chiar și asa, uzura este unul din cele mai importante motive atribuite eșecului sau reviziei realizate din timp a implanturilor.
Fig. 4.5 Tipuri de proteze.[18]
Coroziunea este considerată ca fiind sursa ionilor eliberați; așadar, pentru a îmbunătăți rezistența la uzură și biocompatibilitatea, materialele din care sunt confecționate implanturile sunt domeniul prioritar de cercetare al celor mai mari producători de implanturi din lume(Fig. 4.6,Fig.4.7).
Modele de proteze de șold
Prima proteză totală de șold, alcătuită din două componente, una femurală și una acetabulară, care să se articuleze congruent, a fost imaginată de Ph. Wiles încă din anul 1938. În anul 1951 au fost operate trei cazuri, în două din acestea s-au aplicat proteze confecționate din oțel și a fost necesară extragerea lor după un an și acceptarea rejecției cap-col tip Girldstone.Cel de-al doilea caz, s-a încheiat după trei ani, când proteza s-a rupt, și a trebuit extrasă,acesta fiind un rezultat mai bun.
Fig. 4.6 Proteze totale de șold care necesită cimentare
Fig.4.7 Proteze totale de șold care nu necesită cimentare.
În prezent sunt disponibile multiple tipuri de componente totale femurale și acetabulare din materiale variate și cu forme diferite. Nici un implant sau model nu se potrivește oricărui pacient și de aceea chirurgul ortoped trebuie să aibă o vedere generală asupra varietăților de modele, a calității și defectelor lor. Componentele totale femurale și acetabulare sunt reunite sub numele de sistem total de șold(Fig. 4.8).
Fig.4.8 Vedere sistematică a unei proteze totate de șold [19]
Componentele femurale
Caracteristica principală a componentelor femurale este de înlocuire a colului și capului femural după rejecția segmentului artritic sau necrotic. În condiții ideale, capul femural protetic este localizat astfel încât să reproducă centrul normal de rotație al șoldului.
Componentele femurale sunt de trei tipuri generale: cimentate, necimentate cu suprafață poroasă și varietăți press-fit fără ciment.
2.1 Componentele femurale cimentate
Materialul standard pentru fixarea componentelor femurale este cimentul acrilic. Tijele trebuie să fie disponibile în mărimi variate pentru a le permite să ocupe circa 80% din secțiunea transversală a canalului medular cu o manta de ciment optimă de aproximativ 4 cm proximal care trebuie aplicată cât mai uniform. Lungimea optimă a tijei depinde de forma și mărimea canalului femural. Tija originală a lui Charnley era de 13 cm lungime. Aceasta este suficient de lungă pentru a obține o fixare sigură în metafiza și diafiza proximală a femurului dar are riscul de plasare a tijei în poziție variabilă. Lungimea tijelor folosite acum variază între 130 și 170 mm. Sunt disponibile și tije cu lungime mai mare pentru cazurile în care zona corticala a fost perforată, fracturată sau slăbită prin alte dispozitive interne de fixare.
Tije necimentate cu suprafețe poroase
Tijele acestea au ca și mecanism creșterea osoasă în interiorul suprafețelor metalice poroase. Cel mai mare potențial avantaj al fixării biologice prin creștere osoasă intra-poroasă este scăderea incidenței de mobilizare aseptică târzie la care se adaugă o micșorare a tendinței de destrucție osoasă când implantul este instabil în comparație cu un implant cimentat instabil. Aceste componente femurale necimentate sunt folosite pentru pacienții tineri active, în primul rând. Modelele de tije poroase actuale sunt diferite în ceea ce privește forma,materialul, localizarea suprafeței poroase și duritatea. Căptușirea poroasă masivă a tijei a cauzat remodelare osoasă femurală reactivă. Acest fenomen este legat de rigiditatea tijei. In acest motiv se încearcă limitarea suprafeței poroase în porțiunea proximală a tijei în ideea că transferul de sarcină către proximal va restabili o distribuție normală a tensiunilor în femur care va îmbunătăți fixarea pe termen lung și va micșora complexitatea procedurilor de revizie.
Componente femurale necimentate non-poroase
Observându-se că doar 10% din suprafața poroasă este ocupată de os s-a ajuns la întrebarea dacă creșterea osoasă intra-poroasă este de fapt necesară pentru fixarea implantului. Ținând cont de pierderea durității implanturilor poroase, eliberarea de ioni și remodelarea femurală, au fost fabricate câteva componente femurale necimentate fără căptușire poroasă. Aceste dispozitive prezintă șanțuri și alte modificări de suprafață care le permit o interacțiune cu osul, dar nu mai au o altă capacitate de fixare biologică. Tehnica chirurgicală generală press-fit ca și cerințele de stabilitate imediată sunt identice cu cele ale implanturilor poroase. Se pot folosi ceramice bioactive ca hidroxiapatita, aplicate pe metal într-un strat subțire.
Componentele acetabulare
Cele mai moderne design-uri acetabulare folosesc căptușirea metalică drept o metodă de fixare osoasă cu și fără ciment. Cele mai multe dintre sisteme prezintă o anvelopă de metal cu un diametru extern de 40-75 mm care este cuplată cu un manșon de polietilenă, rezultând în acest fel, o varietate de mărimi ale diametrului capului femural (tipic 22, 26, 28, 32 mm) ce pot fi acomodate conform preferințelor chirurgului (figura 2.8). Acetabulum normal este înclinat de la planul transversal cu un unghi de circa 55°, fiind puțin mai drept decât poziția optimă pentru cupa protetică, care ar trebui să fie înclinată la 45° sau mai puțin pentru a obține o stabilitate maximă a articulației. Aceasta este obținută prin introducerea manșoanelor de polietilenă care sunt desprinse de pe planul învelișului metalic și plasate într-o poziție superioară sau posterioară. Componentele acetabulare pot fi: cimentate, necimentate și variante bipolare.
3.1 Componentele acetabulare cimentate
Modelele mai recente de componente acetabulare cimentate au modificări ce asigură o manta de ciment mai uniformă prin introducerea depărtătoarelor PMMA care sunt încorporate în cimentul polimerizat. Chiar dacă au fost aduse îmbunătățiri, supraviețuirea pe termen lung a componentelor acetabulare cimentate nu a crescut și s-a format o tendință spre fixarea necimentată.
3.2 Componente acetabulare necimentate
Cele mai multe dintre aceste componente sunt căptușite poros pe întreaga lor circumferință. Învelișul poros este fixat uzual cu șuruburi trans-acetabulare. Contactul limitat între învelișul de metal și osul subcondral împiedică creșterea extensivă a osului. S-a demonstrat creșterea osoasă, mai ales în vecinătatea dispozitivelor de fixare cum sunt șuruburile sau cuiele .
3.3 Componente acetabulare bipolare
Constau dintr-o cupă acetabulară metalică și un manșon de polietilenă. Această cupă poate fi folosită împreună cu o varietate de proteze femurale cu tije femurale necimentate sau cimentate, dacă diametrul capului femural și al cupei sunt aceleași. Autorii protezei (endoproteza bipolară) au sperat că prin dubla articulare a piesei femurale să se reducă indicele de frecare capcotil prelungind pe această cale supraviețuirea ansamblului os-proteză. În cazul uzurii cotilului proteza bipolară poate fi transformată în proteză totală fără a înlocui piesa femurală, cu prețul unei intervenții de mai mică anvergură.
4.3 Metode de protezare a șoldului
4.3.1 Hemiartoplastii cervico-cefalice monopolare
Hemiartroplastiile cervico-cefalice monopolare, numite și parțiale, se efectuează cu endoproteze Austin-Moore (figura 4.10), Thompson, Zimmer, etc. Endoproteza Moore-ЦИТО (figura 4.9) are unele avantaje incontestabile: coada lungă ce permite o poziționare corectă centro-medulară și stabilitate.
Figura 4.9. Proteză tip Moore-ЦИТО. Figura 4.10.Proteză tip Austin-Moore.
Fig. 4.11. Proteză bicompartimentală (modulară) tip „ Implant” (MATI – Medteh):dezasamblată (a); asamblată (b)
O speranță în perspectivă le revine noilor generații de endoproteze cevico-cefalice unipolare numite bicompartimentale sau modulare, la care pe piesa tijei femurale cu con tip morse se implantează capul endoprotezei corespunzătoare dimensiunilor necesare (fig. 4.11).
Avantajele acestei modularizări constă în:
Tija femurală este confecționată conform anatomiei regiunii (figura 4.11 a și b) trohanteriene și canalului centro-medular, cu variante de fixare cimentată și necimentată.
Posibilitatea conversiei pentru totalizarea endoprotezei (tija femurală rămînând pe loc) dacă va fi necesar în timp.
Implantare precisă datorită confecționării bicompartimentale.
4.3.2 Hemiartroplastii cevico-cefalice bipolare
Hemiartroprotezarea bipolară constituie o metodă valoroasă în cadrul tratamentului fracturilor de col femural și merită o implementare mai activă. Bipolaritatea se realizează prin două nivele de centrare diferite: unul interior articulat cu altul (cupa blindată), care este în contact permanent cu cavitatea cotiloidă. Mișcările interne se efectuează în articulația între capul interior și insertul de polietilenă, mișcările externe se realizează între cupa metalică și cavitatea cotiloidă (fig. 4.12). Presiunile în cotil scad la jumătate în comparație cu endoproteză monopolară. Fixarea cozii se efectuează folosind metoda cimentată și necimentată(fig. 4.13).
Informații recente din literatura de specialitate arată că endoproteza cervico-cefalică bipolară posedă un șir de avantaje cum ar fi :
Extinderea indicațiilor hemiartroplastiei în fractura de col femural.
Implantarea relativ simplă și precisă a componentelor protezei luând în considerare și posibilitatea montajului și demontajului intraoperator.
Rata complicațiilor redusă în comparație cu artroplastia cevico-cefalică unipolară.
Posibilitatea conversiei pentru totalizarea endoprotezei, piesa femurală rămânând pe loc.
Figura 4.12. Endoproteza bipolară necimentată tip „ЭСИ”: asamblată (a), coada pentru fixarea necimentată (b).
Dezavantajele, divergente în literatura în materie, după părerea noastră sunt:
Costul ridicat în comparație cu endoprotezele unipolare.
Conflictul metal-os pe un fondal osteoporotic la vârstnici poate provoca modificări degenerativ-distrofice și cotiloidita protruzivă.
Limitarea indicațiilor hemiartroplastiei bipolare intermediare în maladiile preexistente sau asociate fracturii șoldului lezat.
4.3.3 Metoda de protezare prin cementare
Are două avantaje majore: dacă este montată corect are o supraviețuire îndelungată (10-25 ani) și permite reluarea mersului cu sprijin, după primele zile ce urmează operației. Din păcate prezintă și unele riscuri. Introducerea cimentului în canalul medular al femurului, sub presiune, mai ales în condițiile folosirii tratamentului anti-coagulant preventiv, prezintă riscurile emboliei cu celule grăsoase provenite din canalul medular, care poate provoca moartea subită. Această complicație foarte gravă este totuși rară. Mult mai frecventă este însă, așa numita "boală a cimentului". La unii pacienți există o reactivitate particulară față de ciment ( polimetacrilatul de metil-PMMA). La aceștia, pe interfața os-ciment, sunt activate celulele de apărare, în special macrofagele osoase. Ele secretă kinine celulare, care provoacă o reacție de respingere ca de corp străin. Osul aflat în vecinătate începe să prezinte fenomene de osteoliză care detașează de os cămașa de ciment ce îmbracă proteza.
Fig. 4.13. Proteză totală de șold cementată; radiografie (a); vedere schematică (b).
Din această categorie fac parte protezele tip: Charnley, Muller, Mc Kee Farrar-Arden, Mc Kee Farrar, Stanmore, Minneapolis, Harris, Aufranc-Turner, ST. Georg; Bichat, G. Lord, Vidal Cristiansen.
4.3.4 Metoda de protezare fără cementare
În cazul protezării fără cementare se vor folosi materiale ale căror suprafață prezintă porozități, pentru ca țesutul osos ce împrejmuiește proteza să poată adera cu ușurință la această suprafață (figura 4.14). Dacă în primul caz, protezarea prin cimentare, adeziunea dintre os și partea metalică a protezei se făcea cu ajutorul unui polimer acrilic (de obicei PMMA), în acest caz adeziunea se face în timp prin aderarea țesutului osos la suprafața implantului. Acest proces din urmă se mai numește și osteointegrare.
Acest tip de proteze sunt proporționale cu greutatea pacientului, și sunt mai mari și mai lungi în comparație cu protezele ce folosesc cimentarea. Acest lucru se datorează suprafețelor de adeziune dinte țesutul osos și implant, care cu cât sunt mai mari cu atât durata de viață a implantului este mai mare. Din această categoria fac parte protezele tip: P.A. Ring, R. Judet, Hughet, G. Lord, Colentina – I.U.C – Făgăraș.
Plecând de la numeroase considerații de ordin practic (numărul mare de complicații intra și post-operatorii ale endoprotezelor cimentate, prețul ridicat de cost al endopotezelor din import, situația blocurilor operatorii din țara noastră și posibilitățiile autohtone de realizare pe scară industrială a acestui produs), la începutul anilor 70 s-a trecut la realizarea primei proteze totale de șold necimentate din țara noastră (figura 4.6).
b)
Figura 4.14. Protezare fără cementare: radiografie (a); vedere schematică (b).
O tehnică simplă de artroplastie totală bine pusă la punct de dr. doc. Clement Baciu și colaboratorii, asistați tehnic de un pasionat colectiv al Intreprinderii de Utilaj Chimic din Făgăraș (alcătuit din ing. Ion Constantinescu, ing. Aurel Brînduș și proiectant Simion Berdanțe), a realizat atât un tip de endoproteză totală de șold metal-pe-metal, care nu necesită cimentarea, cât și o trusă specială de instrumente pentru inserarea acestei endoproteze. Realizarea a fost recunoscută ca invenție prin Hotărârea OSIM nr. 519/16.08.1977. Prima endoproteză totală de acest tip a fost aplicată la data de 10 ianuarie 1973. Endoproteza totală Colentina – I.U.C reprezintă o realizare mult îmbunătățită a endoprotezei tip Ring, a cărei tehnică operatorie originală ridică probleme deosebite, deoarece coada filetată a piesei acetabulare trebuie inserată în lungul miezului cortical și solid al liniei nenumite a coxalului.
4.3.5 Protezarea hibridă
Uneori, dacă este necesar, protezarea totală a articulației șoldului se face și hibrid, adică prin combinarea metodei de protezare prin cementare cu metoda de protezare fără cementare (figura 4.15). Protezele necimentate sunt mai scumpe dar prezintă o serie de avantaje: sunt mai fiabile, se instalează mai rapid, se fixează mai solid în peretele osos, nu dezvoltă boli generate de ciment și cruță capitalul osos. Protezele de șold necimentate prezintă un oarecare risc de desfacere de pe os și mobilizare prin reacțiunea osului la contactul direct cu metalul protezei, evidențiată radiologic printr-un halou de transparență.
În primele luni postoperator s-au evidențiat cazuri de osteoliză endostală care până la remiterea spontană au periclitat soliditatea fixării. Durabilitatea unui implant este un factor ce depinde de componentele utilizate (tipul de materiale și tipul de suprafață a acestora), de tehnica și calitatea fixării implantului, nivelul de activitate al pacientului, precum și de biocompatibilitate (reacia corpului față de implant).
Cele mai dese combinații de materiale în cazul unei proteze totale de șold sunt metalele sau ceramicele cu polietilenă de înaltă densitate. Durabilitatea unui implant este mai mică în cazul pacienților mai tineri decât în cazul pacienților în vârstă, datorită nivelului lor de activitate. Particulele rezultate în urma frecărilor ce au loc în articulația artificială produc reacții adverse din partea țesutului care îl înconjoară, și de aici rejecția totală a implantului de către corp.
Pornind de la faptul ca dimensiunile capsulei din polietilenă sunt proporționale cu cele ale extremității sferice a componentei femurale, este recomandat ca în cazul pacienților tineri, extremitatea sferică să aibă un diametru de 22 mm, ducând astfel la o uzură mai mică a implantului. Pe de altă parte, acest fapt constituie un dezavantaj, putând genera instabilitate.
b)
Figura 4.15. Protezare hibridă: radiografie (a); vedere schematică (b).
Articulația artificială a șoldului metal-pe-metal (MoM) a fost folosită pentru prima dată in America în anii 1960. Datorită unei tehnologii nu prea avansate, componentele unei proteze precum și fixarea acesteia erau primitive în comparație cu cele folosite astăzi. Astăzi, componentele unei articulații artificiale au o rugozitate mică, acest lucru ducând la o mai mică uzură. Uzura volumetrică a componentelor metalice în comparație cu cele realizate din polietilenă, este de la 20-100 de ori mai mică, depinzând de mărimea suprafeței de contact. Datorită unei uzuri volumetrice mai mici, reacția biologică a țesutului uman este mai puțin inflamatorie.
Protezele totale de șold ceramică-pe-ceramică (CoC), au început să fie utilizate în Europa încă din anii 1970. Dar, la început, au fost probleme legate prezența particulelor mari din structura materialului în țesuturile înconjurătoare și de fisurarea cupelor acetabulare. Fabricarea ceramicii este acum mult mai avansată, iar riscul de apariție a fisurilor este mult mai mic. Aceste materiale au o uzură foarte mică, asemănătoare cu cea produsă de metale. Dar, datorită structurii nu prea performante a ceramicelor, componenta acetabulară (capsula) trebuie realizată cu o grosime mai mare, micșorându-se riscurile de apariție a fisurilor.
Algoritmul de alegere a protezelor de șold trebuie să țină cont de două variabile: pacientul și proteza. În evaluarea pacientului se va lua în considerare vârsta, greutatea, starea de sănătate, activitatea pacientului și durata previzibilă a vieții.
În funcție de acești parametri și de avantajele și dezavantajele diferitelor tipuri de artroplastii se va opta pentru o proteză totală necimentată performantă în cazul unui pacient sub 60 de ani, normo-ponderal, cu stare biologică bună, nesedentar. Cu aceste calități și cu o densitate osoasă bună, limita de varstă poate crește. Pentru o proteză cimentată performantă, se va opta, pentru un pacient peste 60 ani, normo sau hiper-ponderal cu activitate moderată și cu densitate osoasă scăzută, dar în cazul imobilizării la pat și o stare biologică alterată cu o speranță de viață sub 5 ani se poate opta și pentru o proteză totală cimentată ieftină.
Hemiartroplastia Moore cimentată sau necimentată se va alege în special la pacienți vârstnici (peste 70 ani), sedentari, cu un status biologic alterat și după fractura medio-cervicală. Hemiartroplastia bipolară este de preferat pentru un pacient cu un status mediocru, vârstă peste 70 de ani, hiperponderal, cu activitate minimă.
4.3 Biomateriale folosite în realizarea implanturilor
4.3.1Generalități
Materialele biocompatibile (biomaterialele) sunt utilizate pentru realizarea implanturilor cu rolul de a înlocui, fixa, susține sau îmbunătăți performanțele unor părți din organismul gazdă sau pentru realizarea unor dispozitive care prin contact cu organismul viu sa nu aibă efecte secundare negative. Alegerea materialului pentru realizarea implantului depinde de mai mulți factori, cum ar fi: funcționalitatea implantului, tipul de interacțiune cu organismul gazdă și durata de implantare. Unul din criteriile pentru alegerea biomaterialului este compatibilitatea proprietăților mecanice. Astfel, în general, dintr-o gamă largă de biomateriale se vor alege acele materiale care au proprietăți mecanice cât mai apropiate de cele ale țesutului cu care urmează să interacționeze. În cazul oaselor lungi (femur, tibie, humerus, radius, cubitus), funcție de proprietățile mecanice se disting două tipuri de țesuturi osoase: dure și moi (spongios). Rolul țesutului dur este de a prelua eforturile de încovoiere, în timp ce rolul țesutului moale este de preluare a eforturile de compresiune. Pentru implanturile care vor înlocui țesutul osos dur, aliajul Ti-6Al-4V corespunde cel mai bine condițiilor de compatibilitate mecanică, raportat la celelalte materiale metalice (aliaje Co-Cr, oțeluri inoxidabile, fig. 4.16).
Fig. 4.16. Modulul de elasticitate și rezistența la tracțiune pentru diferite biomateriale.
Proprietăți mai bune le au însă materialele ceramice compozite (materiale considerate din a doua generație), cum ar fi Biosticla 45S5 sau materialul compozit biosticlă-siliciu poros. Pentru înlocuirea sau repararea țesutului osos spongios se recomandă materialul compozit tip HAPEXTM (realizat din hidroxiapatită și polietilenă). Din categoria biomaterialelor folosite pentru realizarea implanturilor și a dispozitivelor medicale fac parte următoarele materiale: polimerii, metalele, ceramicele și compozitele. O gamă largă de polimeri se folosesc în aplicațiile medicale, aceasta datorându-se faptului că aceștia se găsesc sub diferite forme complexe și compoziții (solide, fibre, fabricate, filme, geluri – fig. 4.16). Totuși în cazul implanturilor folosite la protezarea articulațiilor aceste materiale se folosesc mai puțin datorită faptului că nu îndeplinesc în totalitate proprietățile mecanice ce necesare în astfel de cazuri.
Fig. 4.17. Aplicații ale biomaterialelor în medicină.
Metalele sunt unele dintre cele mai folosite biomateriale în cazul implanturilor ortopedice, și nu numai. Acestea sunt cunoscute pentru rezistență mare la uzură, ductibilitate și duritate ridicată. Cel mai des folosite metale pentru realizarea implanturilor sunt oțelurile inoxidabile, aliajele de cobalt-crom-molibden, titanul și aliajele de titan. Titanul și aliajele acestuia sunt folosite cu precădere la realizarea implanturilor ortopedice datorită faptului că proprietățile mecanice ale acestuia sunt asemănătoare cu cele ale țesutului osos (fig. 4.17). Principalele dezavantaje al acestor metale sunt: rigiditatea ridicată, pe care o au în comparație cu țesuturile gazdă, precum și tendința acestora de a crea artefacte în cazul procedeelor de diagnosticare avansate (investigarea cu computerul tomografic și rezonanță magnetică). De asemenea, oțelurile inoxidabile și aliajele de cobalt cu crom sunt predispuse la coroziune, eliberând în organism ioni metalici ce pot cauza reacții alergice. Ceramicele sunt, de asemenea, foarte des întâlnite în aplicațiile medicale datorită unei biocompatibilități bune cu țesutul gazdă, o rezistență ridicată la compresiune și coroziune (fig. 4.16). Cercetările recente în domeniul biomaterialelor se concentrează pe realizarea de materiale biomimetice și bionice (materiale cu compoziție și proprietăți similare celor realizate de organismele vii) și materiale biofuncționale (materiale cu structuri complexe care emulează structuri funcționale ale organismului, cum ar fi corneea, fibra musculara, artera).
4.3.2Clasificarea biomaterialelor
În funcție de clasificarea generală a materialelor putem identifica următoarele tipuri de biomateriale:
1. Metale: oțel inoxidabil austenitic, titan, Ti-6Al-4V, TiNi, CoCr, ZrNb s.a
2. Semiconductori: siliciu poros (aflat în studiu).
3. Dielectrici: alcool polivinilic.
4. Ceramici: alumina, dioxid de siliciu, hidroxiapatita s.a.
5. Sticle: 45S5 Bioglass® (46,1 % SiO2 + 24,4 % Na2O + 26,9 % CaO + 2,6 % P2O5 – procente molare) s.a.
6. Polimeri sintetici: poliuretan, poliester, polietilena s.a.
7. Substanțe naturale: biopolimeri (colagen, elastina), materiale textile obținute din fibre naturale s.a.
8. Compozite (combinații de doua sau mai multe materiale din cele șapte tipuri, anterioare).
În funcție de interacțiunea cu organismul gazdă, biomaterialele se pot clasifica astfel:
1. Materiale bioinerte (nu provoacă nici un răspuns sau reacție din partea organismului: oțel inoxidabil austenitic, titan, alumina).
2. Materiale bioactive (interacționează cu celule locale și formează legături: 45S5 Bioglass®).
3. Materiale biodegradabile (materialul se degradează în urma acțiunii unui agent biologic: acizi polilactici).
4. Materiale bioresorbabile/ bioabsorbabile (materialul sau resturile sale sunt îndepărtate prin activitate celulară: acid poliglicolic).
5. Materiale bioerodabile (materialul este erodat prin procese fizice si chimice: poliortoester).
Materialele bioinerte cum sunt titanul, tantalul, polietilena și alumina, expun o foarte mică interacțiune chimică cu țesuturile adiacente.ȚȚesuturile pot adera la suprafața acestor materiale inerte fie prin creșterea acestora în micro-neregularitățile suprafeței (osteointegrare) fie prin folosirea de adezivi speciali (de exemplu PMMA). Pe termen lung, acesta din urmă nu este modul ideal de fixare a implanturilor, de regulă cele ortopedice și stomatologice. Cu toate acestea, multe din implanturile polimerice sunt considerate a fi sigure și eficace pe o perioadă cuprinsă între câteva luni și câțiva ani. Reacția biologică este inevitabilă, dar este compensată de modul de proiectare a implanturilor.
Din categoria materialele bioactive fac parte materialele sticloase, ceramicele, combinațiile ale materialelor sticloase cu ceramicele și hidroxiapatita care conține oxizi de silicon (SiO2), sodiu (NaO2), calciu (CaO), fosfor (P2O5) și alți constituenți de materiale care ajută la formarea de legături chimice cu țesutul osos. Aceste materiale sunt bioactive datorită legăturilor pe care acestea le realizează în timp cu țesutul osos și în unele cazuri cu țesutul moale. În particular, are loc o reacție de schimb de ioni între materialul bioactiv și lichidele corpului, prin care particule de material difuză în lichid și viceversa, rezultând în timp, un strat biologic activ de fosfat de calciu, care este chimic și cristalografic echivalent cu structura osoasă.
Materialele bioactive par să fie soluția ideală în cazul fixării oaselor în urma fracturilor, dar nu sunt potrivite în cazul implanturilor de articulații, acolo unde gradul de frecare dintre materialele în contact este foarte mare. În ultima decadă se pune tot mai mult accent pe înlocuirea materialelor sintetice utilizate în medicina umană și veterinară cu materiale biosintetice (bioartificiale). Aceste materiale conțin cel puțin o componentă naturală care are scopul de a mări gradul de biocompatibilitate al materialului respectiv și de a grăbi procesul de vindecare. Aceste componente sunt cel mai adesea macromolecule ale matricei extracelulare ale țesuturilor cu care materialele intră în contact și care sunt implicate în procesele de vindecare.
5. Investigații calitative și cantitative privind zgârierea capetelor femurale protetice
5.1 Metode de diagnosticare a degradării protezelor totale de șold
5.1.1 Diagnosticul imagistic al decimentării
Diagnosticul imagistic cuprinde mai multe metode de investigație, dintre care cea radiologică clasică este cel mai des folosită .
Trebuie precizat că până la ora actuală nu există niște criterii universal acceptate în vederea diagnosticării decimentării, cel puțin în ceea ce privește metoda radiologică. Cu toate acestea, la fiecare control, imaginea radiologică, trebuie studiată în comparație cu imaginile anterioare pentru a pune în evidență modificările (apărute) la nivelul componentelor protezei, al mantalei de ciment, al interfeței metal-ciment sau ciment-os, precum și modificările osoase.
Pentru o mai corectă apreciere a nivelului modificărilor, precum și în vederea cuantificării datelor, componenta femurală și interfețele corespunzătoare acesteia au fost împărțite de Gruen în șapte sectoare, iar componenta acetabulară, împreună cu mantaua de ciment, au fost împărțite de Sir J.Charnley și De Lee în trei sectoare.
Pentru o apreciere corectă și a modificărilor de poziție apărute în timp la nivelul sistemului funcțional diafiză-ciment-tijă, este necesar ca urmărirea în timp a imaginii radiologice să se facă stabilind o incidență standard, și anume 20’’ rotație externă. Modificările radiologice sugestive pentru apariția decimentării componentei femurale pot fi grupate în trei mari categorii :
Modificări ale poziției sau structurii tijei:
Deplasarea în varus a tijei;
Migrarea distală a tijei;
Deformarea tijei femurale;
Ruperea tijei femurale.
Modificări ale mantalei de ciment:
Fracturarea mantalei (cel mai frecvent în apropierea vârfului tijei);
Fragmentarea cimentului (în special în porțiunea supero-medială);
Zone liniare de radiotransparență la nivelul anumitor porțiuni ale interfeței os-ciment;
Migrarea distală (înfundarea mantalei de ciment împreună cu componenta femurală; Apariția unei zone de rarefiere în masa de ciment.
Modificări ale osului:
Apariția unei zone de rarefiere osoasă la nivelul corticalei și a treimii a femurului;
Apariția unei zone de rarefiere în canalul medular în vecinătatea vârfului tijei;
Apariția unei zona de îngroșare corticală fuziformă produsă prin mișcarea treimii distale a tijei;
Pseudo-artroza marelui trohanter după trohanteroplastie;
Studiile intra-operatorii au arătat că 94 % din cazurile cu extensia completă a benzii de demarcație au prezentat mobilitate determinată intra-operator.
Extinderea benzii în doar două cadrane se corelează cu evidența intra-operatorie a mobilității cupei în 71 % din cazuri, iar instabilitatea intra-operatorie a masei de ciment a fost pusă în evidență doar în 7 % din cazurile în care banda radio-transparentă a fost evidențiată radiologic doar la nivelul unui singur cadran. Concluzia este că extinderea benzii de demarcație este un indicator mai fidel al decimentării decât grosimea acesteia.[3]
5.1.2 Diagnosticul imagistic al mobilizării
Evidența radiologică a degradării fixării protezelor necimentate este mult mai greu de stabilit; până în acest moment, datele clinice nu sunt suficient de relevatoare în a stabili o corelație între imaginea radiologică și evidența histologică a fixării osoase fibroase a componentei protetice.
Fixarea prin creștere fibroasă este considerată stabilă atunci când nu se constată o migrare a tijei, dar este evidentă o zonă extensivă radio-opacă în jurul tijei, separată de aceasta printr-o zonă radio-transparentă de aprox. 1 mm. Nu este prezentă hipertrofia corticală, ceea ce sugerează că cilindrul osos în care se fixează tija asigură o distribuție uniformă a tensiunilor la acest nivel .
O fixare instabilă este definită prin evidența migrării tijei în interiorul canalului medular și prezența unor linii divergente radio-opace. Îngroșarea corticală apare la nivelul calcarului și la nivelul vârfului protezei, indicând zonele de tensiune maximă și zonele lipsite de solicitare. Determinarea gradelor mici de mobilizare ale componentelor femurale este dificilă; tehnicile noi de stereo-radiografie asistată de calculator permit aprecieri extrem de corecte ale deplasării tijelor. Modificările radiologice care stabilesc diagnosticul de mobilizare sunt asemănătoare celor descrise în cazul protezelor cimentate. Apariția zonelor de radio-transparență delimitate sau nu de zone de condensare, schimbarea poziției cupei sau degradarea acesteia pot fi considerate elemente de certitudine pentru degradarea montajului endoprotetic.[3]
5.1.3 Altfel de metode de diagnosticare
Artrografia – (injectarea substanței de contrast în cavitatea articulară) prezintă o acuratețe de 51-92%. Este o metodă mai puțin folosită, deoarece este dificil de apreciat limita dintre cimentul radio-opac și substanța de contrast (fig. 5.1). [3]
Fig. 5.1 Angiograma obținută cu ajutorul RMN.[20]
Stereo-radiografia – este o metodă ce folosește markeri metalici în os și ciment introduși în momentul operației, apreciindu-se apoi, pe radiografiile efectuate în mai multe planuri, relația spațială dintre acești markeri.
Fig. 5.2 Aparat cu care se realizează scintigrafia. [21]
Scintigrafia nu e o investigație de rutină, dar este utilă când rezultatele examinărilor radiologice sunt neconcludente. Este indicată pentru excluderea diagnosticului de decimentare atunci când radiografiile sunt normale(fig.5.2).
Diagnosticul de decimentare și de mobilizare este pus în cele mai multe cazuri pe asocierea dintre semnele clinice menționate și cele radiologice. În cazul în care există numai semne radiologice, de obicei, este indicată revizia artroplastiei deoarece evoluția acesteia evoluției acesteia duce la pierderea capitalului osos existent și la creșterea dificultății reviziei.
5.2 Mecanismele degradării artroplastiilor totale de șold
La ora actuală, în literatura de specialitate se evidențiază o preocupare deosebită privind cercetarea mecanismelor intime ce intervin în degradarea montajelor endoprotetice, precum și în găsirea unor metode cât mai performante, menite să prelungească viața artroplastiei totale de șold. Studii amănunțite au arătat că există diferențe certe între mecanismele degradării artroplastiilor totale cimentate și necimentate, precum și între componenta acetabulară și cea femurală. Aceste mecanisme țin în primul rând de diferențele de biomecanică dintre cotil și femur, iar în cazul utilizării protezelor cimentate, de factorii suplimentari induși de prezența cimentului. Plecând de la această realitate, se consideră că în declanșarea acestui proces, factorul inițiator este reprezentat de generarea de particule străine (polietilenă, metal sau polimetilmetacrilat – PMMA). Concentrația acestor particule este diferită la nivelul componentei acetabulare și a celei femurale. Forțele la care supusă cupa sunt în principal forțe de compresiune, de forfecare sau de torsiune; aceste solicitări sunt însă minime în cadrul ciclului mersului comparativ cu forțele apărute la nivelul componentei femurale.[3]
Pentru componenta femurală, Gruen, definește patru mecanisme ce intervin în degradarea fixării acesteia:
Mecanismul de piston ce apare prin înfundarea tijei în mantaua de ciment sau prin înfundarea mantalei de ciment împreună cu tija femurală în interiorul canalului medular.
Mecanismul de basculă cu punct fix la nivelul porțiunii medii a tijei, cu deplasarea medială a porțiunii proximale a tijei și implicit apariția unei fracturi a mantalei de ciment la nivelul punctului de basculă.
Mecanismul de basculă cu punct fix la nivelul calcarului femural, prin mișcarea vârfului tijei se pierde sprijinul oferit de ciment, producându-se o hipertrofie corticală la nivelul vârfului.
Mecanism de basculă cu punct fix la nivelul vârfului tijei, deplasarea acestuia făcându-se la nivel proximal spre corticala internă.[3]
Toate aceste mecanisme, prin micro mișcările anormale pe care le generează, eliberează o cantitate suficientă de particule străine care pot declanșa procesul imunologic. La nivelul componentei acetabulare, producerea de particule de polietilenă, metal și polimetilmetacrilat este un fenomen unanim acceptat ca factor declanșator al decimentării protezelor cimentate și mobilizării protezelor necimentate.
Wroblewski identifică degradarea suprafețelor exterioare a cupei acetabulare în momentul reviziei, ceea ce sugerează că particulele de polietilenă pot fi produse prin abraziunea cupei atât la nivelul interfeței proteză-ciment, cât și la nivelul neo-articulației metal-polietilenă.
Sir J.Charneley apreciază că degradarea polietilenei poate ajunge la un nivel de 1,2 mm în 10 ani, cu o rată medie de 0,19 mm/an.
Livermore consideră că degradarea cupei de polietilenă este mult mai mare în cazul utilizării capetelor de 32 mm comparativ cu cele de 22 mm. Datorită penetrării capului în grosimea stratului de polietilenă scade gradul de libertate în noua articulație, apărând un contact anormal col-cupă, cu degradarea consecutivă a acesteia. Din această cauză, la ora actuală capetele intermediare de 26-28 mm sunt cele mai utilizate.
Defectele suprafeței polietilenei pot fi determinate prin abrazare, exfoliere sau micro fracturi de oboseală; această degradare este inițiată prin defecte ultra structurale și accentuate prin forțele ce apar în mod normal în ciclul de funcționare. Cupele subțiri sunt mai susceptibile la acest proces decât cele groase.
Polietilena prezintă un potențial mare de degradare oxidativă, tradus prin creșterea densității și a modulului de elasticitate o dată cu trecerea timpului. In vivo, aceste modificări fac polietilena susceptibilă la procesul de degradare; factorii mecanici (contactul imperfect cap-cupă, lipsa fixării rigide), asimetria mantalei de ciment reprezintă factori suplimentari de risc în degradare polietilenei.
Hilamerul este o polietilenă cu masă moleculară mare, ce prezintă o deformare redusă la încărcare, o rezistență mai mare, un potențial oxidativ redus, dar și un modul de elasticitate crescut, factori ce duc la un contact mai extins cap-cupă și implicit la o suprafață crescută expusă uzurii, similar cupelor de polietilenă întărite cu fibră de carbon utilizate în trecut.
Capetele femurale ceramice reprezintă o alternativă viabilă în cazul protezelor totale; cel mai utilizate fiind alumina (Al2O3) și zirconiul (ZrO2) care au o biocompatibilitate excelentă și o rezistență mare la abraziune. Noile articulații din ceramică-polietilenă au un coeficient de frecare inferior articulațiilor metal-polietilenă, distrugerea suprafeței cupei fiind mai redusă.
Articulațiile ceramică-ceramică sunt extrem de puțin utilizate, datorită îndoielilor privind posibilitatea spargerii lor, în special în cazul folosirii capetelor mici.
Articulațiile MoM au revenit în atenție datorită degradării volumetrice mici a acestora. Generarea particulelor de metal (în special titan) se produce prin frecare sau coroziune între șuruburi și armătura metalică a cupei, precum și prin frecarea conului Morse la nivelul colului.
Abraziunea componentelor protetice de către os sau ciment este un alt mecanism de eliberare a particulelor metalice sau de polietilenă. Salvatti compară nivelurile de particule metalice din țesuturi și lichidul sinovial la protezele stabile și cele degradate, folosind spectrofotometria cu absorbție atomică.
Rezultatele afișeaza un nivel de 5-7 ori mai mare al particulelor metalice în lichidul sinovial în cazul folosirii tijelor crom-cobalt în artroplastiile degradate, comparativ cu cele stabile, acest raport crescând la 21 în cazul utilizării tijelor de titan.
Grosimea cupei de polietilenă are o importanță foarte mare în repartiția uniformă a tensiunilor apărute la acest nivel. În cazul utilizării cupelor subțiri, cu o grosime sub 8 mm, apar zone de concentrare a tensiunilor cu efect nefavorabil asupra rezistenței acestora. Pentru a păstra o grosime a cupei de polietilenă capabilă să distribuie uniform tensiunile, este indicat să se utilizeze capete cu diametrul mai redus (26-28 mm).
Micromișcările la nivelul interfeței os-ciment se datorează lipsei unei bune legături între aceste elemente, forțele de torsiune care apar la nivelul șoldului în momentul încărcării sau punctelor anormale de contact între componentele protezei din cauza poziției vicioase a oricăruia dintre ele.
Polietilena, spre deosebire de metal, nu este un bun conducător de căldură și, din această cauză, reacția exotermă a polimerizării cimentului produce distrugeri celulare mai mari la nivelul acetabularului decât la nivelul femurului; acest tip de distrugeri celulare putând apărea și în timpul prelucrării mecanice a cotilului.
Apreciată ca boala particulelor sau boala de ciment, osteoliza agresivă în jurul protezelor totale cimentate este o descoperire radiologică întâlnită des. Această leziune distructivă este atribuită mai multor factori: mișcări ale implantului, hipersensibilitate la metal, reacție inflamatoare la particule de ciment.
Justy propune conceptul de spațiu articular efectiv ce include toate zonele periproteice accesibile lichidului articular. Identificând particulele de polietilenă la distanță mare de protezele stabile, consideră că modelul de resorbție osoasă este dependent de fluxul lichidului la nivelul spațiului articular efectiv. Astfel, tijele sigilate proximal printr-o cimentare de bună calitate prezintă mult mai puține zone de osteoliză la nivelul vârfului decât cele care prezintă o cale virtuală pentru migrarea particulelor prin microfracturi ale cimentului.
Protezele totale necimentate nu sunt imune la efectele adverse ale materialelor de implant. O reacție histocitară la polietilenă și metal este o descoperire comună la nivelul membranei interfeței os – proteză; cantitatea crescută mult de particule de metal la nivelul membranei acestor proteze,comparativ cu cele cimentate, poate fi rezultatul degradării metalului și coroziunii.
Aliajele din titan sunt responsabile de o cantitate mult crescută de particule comparativ cu implanturile din aliajele cobalt-crom.
După implantul protezelor totale necimentate, celulele înconjurătoare sunt influențate de diferiți factori mecanici și biochimici. O membrană fibroasă apare dacă implantul prezintă mișcări sau dacă răspunsul osteogenic este slab. Micromișcările și coroziunea produc particule metalice care declanșează apariția membranei fibroase. O dată resorbția osoasă apărută la nivel endoostal, mișcările protezei se accentuează, generând o cantitate suplimentară de particule.
Tensiunile normale pe care le suportă osul sunt preluate de implantul protetic, lipsa acestora la nivelul osului ducând, conform legii lui Wolff, la atrofia osului; acest fenomen este descris in literatura ca fenomenul de stress shielding. Studiile experimentale au demonstrat ca implantarea tijei produce o modificare a repartiției tensiunilor la nivelul femurului proximal; din păcate designul actual al tijelor, gândit astfel încât sa asigure un contact cat mai larg la nivelul femurului proximal, are dezavantajul dezvoltării acestui tip de osteopenie prin lipsa de tensiune.
O tijă elastică fabricată dintr-un material cu un modul de elasticitate scăzut și un design ce asigură o suprafață de secțiune redusă a implantului, asigura teoretic o încărcare mai mare la nivelul femurului proximal. Consecutiv, pierderea de capital osos prin deficit de tensiune, conform legii lui Wolff, este minima. În schimb, o tija elastică generează tensiuni mari în mantaua de ciment, ducând la microfracturi ale acesteia. Tijele flexibile necimentate duc la apariția unor forțe de forfecare la interfața os-implant și implicit oferă condiții nefavorabile creșterii osoase, ce reprezintă fixarea secundară; contactul intim cortical este necesar atât pentru stabilizarea primară a protezei, cât și pentru creșterea osoasă ce asigură stabilizarea secundară.
Bobyn demonstrează că utilizarea tijelor elastice duce la o distribuție mai uniformă a tensiunilor la nivelul femurului proximal, evitând fenomenul de stress shielding, spre deosebire de tijele rigide cu aceeași geometrie, indiferent de gradul de acoperire poroasă a tijelor. Aceste studii demonstrează că rigiditatea tijei și reducerea forțelor de îndoire la nivelul femurului proximal și nu gradul de acoperire poroasă reprezintă factorul principal responsabil de remodelarea osoasă.
În concluzie, atrofia osoasă prin mecanism de stress shielding este un fenomen multifactorial, dependent de rigiditatea tijei, tipul și gradul de acoperire poroasă a acesteia, caracteristicile legăturii os-implant, designul protezei și nu în ultimul rând de modificările vasculare induse chirurgical și factorii dependenți de reacția gazdei. Atrofia osoasă apare în primii doi ani, cu modificări ulterioare minime-atrofia primară; din fericire atrofia osoasă masivă este foarte rară, chiar și în cazul utilizării tijelor cu acoperire poroasă totală și nu pare să aibă efecte evidente asupra longevității artroplastiei.
Factorii implicați în producerea degradărilor aseptice pot fi împărțiți în trei categorii: factori mecanici, proprietățile materialelor protezei și factori biologici ce țin de gazdă. La aceste categorii principale se adaugă o categorie aparte care cuprinde factorii ce pot fi controlați de către chirurg printr-o tehnică chirurgicală cât mai corectă.[3]
5.3 Modul de obținere a datelor experimentale și interpretarea lor
5.3.1 Definirea protocolului de obținere a rezultatelor
Modul de obținere a rezultatelor privind uzura și fiabilitatea protezelor totale de șold presupune definirea unui protocol de lucru. În acest caz, protocolul presupune parcurgere unor etape esențiale:
1.Pregătirea standului în vederea desfășurării experimentului.
Această etapă presupune:
Calibrarea traductorului de forță, Reglaje la nivelul circuitului pneumatic privind cursa și viteza de rotație a ansamblului port-tijă,
Calibrarea platformelor MEMS pentru măsurarea accelerațiilor,
Pornirea compresorului cu 5 minute înainte de desfășurarea experimentelor pentru a avea cantitatea de aer la presiunea stabilită,
Verificarea circuitului pneumatic pentru a nu avea pierderi de presiune,
Verificarea funcționalității mecanismului de antrenare cu motor electric,
Verificarea gradului de lubrifiere la mecanismului melcat și la motorul pneumatic oscilant cu piston-cremalieră
Verificarea dispozitivului de contorizare a numărului de cicluri și a orelor de funcționare a standului,
Verificarea modului de fixare a tijei protezei și a cupei accetabulare.
2. Pregătirea componentelor protetice.
Această etapă se realizează înainte de începere testelor și la finalizarea numărului dorit de cicluri presupune:
Curățarea componentelor protetice (conform cu standardele ISO și ASTM),
Determinarea masei componentelor folosind o balanță analitică de precizie,
Determinarea proprietăților geometrice ale capului femural și cupei accetabulare (sfericitate, diametru mediu, rugozitate medie) în conformitate cu prevederile standardelor: ASTM F 2033, ISO 4291, ISO 468, ASME B46.1.
Inspecție vizuală folosind un microscop digital.
3. Desfășurarea testelor.
4. Stocarea datelor obținute în timpul testelor.
Pentru acuratețea rezultatelor obținute la testare, măsurarea parametrilor specifici determinării gradului de uzură se va realiza pe aceleași echipamente și în aceleași condiții de mediu.
5.3.2 Indicatori ai procesului de uzură
Rata de uzură a protezelor diferă mult de la un pacient la altul pentru că și activitatea lor este foarte diferită. Statistic s-a detrminat că o persoană cu activitate medie, face aproximativ 1 milion de pași/an, iar cei mai activi ajung la 3,2 milioane cicluri/an. Persoanele mai în vârstă, mai puțin activi, fac între 0,2 și 0,5 milioane de cicluri/an. Bărbații mai tineri de 60 de ani merg cu 40% mai mult decit cei de peste 60 de ani; bărbații merg cu 28% mai mult decât femeile.
Determinarea activității medii a unei persoane se poate face destul de ușor dacă se folosește un pedometru, care poate fi amplasat în imediata apropiere a articulației coxo-femurale. Pedometru contorizează numărul de pași și distanța parcursă de respectiva persoană(fig. 5.3).
Fig. 5.3 Ceas cu funcția de pedometru incorporate.
Principalele mecanisme ale uzurii sunt:
oboseala materialului: orice material poate realiza doar un anumit număr de cicluri de încărcare; când această capacitate maximă de încărcare este depășită, apare oboseala materialului și degradarea lui progresivă.
adeziunea: este legarea suprafețelor protetice cu osul sau cimentul înconjurător, sub acțiunea încărcării la care sunt supuse. Micro-mișcările componentelor sunt transferate uneia sau mai multor suprafețe, de obicei în zonele cu rezistență mai mică, degradând structura (țesutul) și aderența componentei protetice respective.
abraziunea: este procesul mecanic prin care frecarea între două structuri cu rezistență diferită face ca structura mai dură să roadă din structura mai moale. La nivelul suprafeței de frecare, se realizează eliberarea de particule de uzură care provin mai ales din structura mai moale.
La nivelul unei proteze, acționează toate cele trei mecanisme principale de uzură, nu toate odată, ci în perioade diferite, în funcție de tensiunea la care este supusă. Acestor mecanisme de uzură li se mai adaugă unul: frecarea la nivelul unor suprafețe secundare, cum sunt:
frecarea ocazională dintre colul femural protetic și marginea componentei acetabulare,
frecarea la interfața proteză-ciment sau ciment-os, iar în cazul protezelor necimentate, la interfața proteză-os,
frecarea dintre suprafața exterioară a cupei de polietilenă și cea a cupei metalice,
frecarea dintre cupa metalică și șuruburile ei de fixare.
Particulele care rezulta din frecarile enumerate sunt alcatuite din: os, polimetilmetacrilat, aliajul metalic al protezei, particule rezultate in urma coroziunii metalice, hidroxiapatita. La rândul lor, aceste particule ajung intre suprafețele primare de frecare (cele dintre componentele protezei), accentuind uzura la acest nivel.
Uzura se poate exprima prin cântărire (uzura gravimetrică-), măsurarea grosimii stratului pierdut (uzura liniară-) sau ca volum de material pierdut (uzura volumetrică-). Volumul de uzură crește cu timpul (uzura este cumulativă), este invers proporțional cu duritatea materialului testat, depinde direct de regimul de lubrifiere, de temperatura de funcționare și de încărcare. În cazul acetui studiu s-au folosit următorii indicatori (principali) ai uzurii:
Uzura gravimetrică- [mg], care se poate determina prin căntărire pe o balanță analitică;
Uzura liniară-[mm], sau penetrarea liniară se poate determina folosind formula: , unde r este raza capului femural;
Uzura volumetrică- [], se determină în funcție de și densitatea () a materialului din care este realizată component protezei astfel: .
În literatura de specialitate, la evaluarea gradului de uzură se mai folosec și o serie de indicatori secundari cum sunt: rata (viteza) uzurii și intensitatea uzurii. Acești indicatori secundari se determină astfel:
Rata de uzură volumetrică- unde t este perioada de exploatare a protezei sau, în acest caz, timpul de ralizare a numarului de ciclii;
Rata de uzură gravimetrică- [mg/h],
Rata de uzură liniară- [mm/h],
5.3.3 Desfășurarea experimentului
Pregătirea standului.
După finalizarea montajului standului s-a trecut la verificarea funcționalității dispozitivului care asigură forța de compresiune (format din cei doi cilindrii pneumatici, traductorul de forță și suportul port-cupă) și a dispozitivelor care asigură antrenarea suportului port-tijă (formate din motorul oscilant pneumatic cu piston-cremalieră, cupla cilindrică antrenată de melc și motorul electric de 24 V). Astfel, s-au realizat o serie de reglaje în special la circuitul pneumatic pentru stabilirea cursei și vitezei de rotație a motorului oscilant cu piston-cremalieră prin acționarea asupra celor patru drosele.
Reglaje au fost făcute și la dispozitivele mecanice pentru a se asigura o bună aliniere între capul protezei și cupa acetabulară. Calibrarea dispozitivului de măsurare a forței de compresiune, compus din traductorul de forță Kaliber tip 7929 și aparatul AED 9101 A, a fost realizată prin utilizarea unor etaloane de greutate (de ordinul II) de 1kg, 5kg, 10kg, 20kg și 30kg. În acest sens s-au folosit comenzile LDW și LWT ce permit definirea unei caracteristici de măsurare proprie (fără a afecta calibrarea producătorului). Calibrarea dispozitivului s-a făcut pentru o greutate de 630kg. În cazul cuplei cilindrice și al motorului pneumatic s-a completat cantitatea de lubrifiant pentru micșorarea frecărilor și implicit reducere uzurii echipamentelor.
Pregătirea probelor protetice.
Înainte de începere efectivă a experimentului s-a realizat curățarea capului femural și a cupei protezei, care urmează a fi testată.
Următoarea etapă după curățarea componentelor a fost cântărirea capetelor femurale înainte de începerea testării. Astfel, folosind o balanță analitică Sartorius model CP 225 D (aflată în dotarea Catedrei de Fizică din cadrul Univ. Transilvania din Brașov), s-au cântărit cele trei capete femurale de 28 mm folosite în acest studiu. Măsurătorile s-au desfășurat la o temperatură ambientală de aprox. 20 grade Celsius, într-un mediu controlat (conținut redus de praf, lipsa câmpurilor electromagnetice puternice, lipsa vibrațiilor) obținându-se valorile prezentate în tabelul 5.1 și tabelul 5.2 (o parte dintre acestea se pot vedea și în fig. 5.3). Pentru fiecare cap femural s-au efectuat câte un set de cinci determinări.
Tabelul 5.1 Valorile obținute în faza inițială după cântărirea capetelor femurale.
Fig. 5.3 Imagine din timpul procesului de cântărire al capului femoral și a cupei acetabulare.
Tabelul 5.2 Valorile obținute la cântărirea cuperi acetabulare.
Cercetările au fost efectuate asupra a două articulații totale de șold și anume:
Cap femural 1 : 28/+3.5 S 01.99.007301 5,43 B, este realizat din material din aliaj Co-Cr-Mo, producător Biotechni Ortopedie-Franța;
Cap femural 2 : G.M. 28/+11-007/93 S,realizat din material din aliaj Co-Cr-Mo, producător Biotechni Ortopedie-Franța,recuperate de la Spitalul Județean Brașov (secția Ortopedie) în urma unor revizii după zece ani de funcționare de la doi pacienți(unul de 70 ani,respective 72 ani).
Cupă acetabulară : C6DB28-50 202-011781 D28-50, UHMWPE, Biotechni Orthopedie-Franța.
Scopul acestui studiu este de a identifica mecanismul de deteriorare a capetelor femurale cu diametrul de 28 mm. În acest scop,s-au analizat starea suprafeței (rugozitate, micro-duritate), tipul de uzare a suprafeței, localizarea si investigarea microscopică a deteriorărilor si identificarea mecanismelor de deteriorare.[22]
Este bine cunoscută pătrunderea particulelor de UHMWPE în țesutul periprotetic. Particulele mai mici de 1 m sunt mult mai active din punct de vedere biologic. Zgârieturile produse pe capul femural pot fi considerate principala cauză a creșterii intensitații vitezei de uzare.
Modificările rugozității capului femural au un impact semnificativ asupra uzarii UHMWPE. Este de reținut ca există o relație strânsa între zgârierea capului femural și prezența unui corp străin (os,ciment sau particule metalice), încastrat de obicei in cupa acetabulară. În special pentru protezele modulare care au acoperiri poroase, cantitățile de particule de uzură sunt semnificative. Mecanismul de zgâriere a capului femural este încă controversat.[22]
Studiile experimentale au fost realizate pe componente rezultate în urma unor revizii totale de șold.
După inspecția vizuală,au fost localizate unele zone locale șlefuite și cu zgârieturi adânci, cauzate probabil de o particula dură încastrată în cupa din UHMWPE. Se consideră ca acest corp dur,care a cauzat zgârieturile severe ale capului,poate proveni din matricea metalică de acoperire a cupei.
A fost masurată abaterea de la sfericitate și a diametrului mediu nominal.
Testele s-au realizat de o mașină de măsurare în coordonate MMC DEA GLOBAL PERFORMANCE (Institutul ICDT-L11)- fig. 5.4
La determinarea abaterii de sfericitate, a rugozității medii și a diametrului mediu s-a luat în considerare specificațiile din ghidul de aplicare al standardului ASTM F2033-00a; un rezumat al acestui ghid este prezentat în Anexa 6.4
În ceea ce privește determinarea rugozității medii, măsurătorile s-au desfășurat în laboratoarele specializate din cadrul companiei INA Schaeffler Brașov pe stațiile de măsurare MarSurf XC20 (V.1 40-5) și MarSurf XR20 (V. 1 10-5) și în laboratoarele Catedrei de Chimie (Univ.Transilvania din Brașov) folosind un microscop cu forță atomică AFM (Atomic Force Microscopy) model NT-MDT NTEGRA Probe Nanolaboratory, cu vîrf din Siliciu (NSG10, un singur cristal de siliciu, raza vărfului 10 nm); rezultatele acestor măsurători sunt prezentate în tabelul 5.3.
Fig.5.4 Imagini din timpul procesului de măsurare a diametrului mediu și abaterii de sfericitate pentru capetele femurale și cupa acetabulară.
Tabelul 5.3 Rezultatele masurătorilor.
5.4Analiza cu elemente finite
5.4.1 Generalități
Metoda analizei cu elemente finite (FEA – Finite Element Analysis) a devenit un instrument de lucru cu o largã utilizare în toate domeniile inginerești. Principalul avantaj al acestei metode este acela de a fi înlăturat bariera legatã de nivelul de complexitate al problemei studiate. Pot fi studiate, sub aspect teoretic, probleme oricât de complexe, cu luarea în considerație atât a fenomenelor liniare cât și al celor neliniare. În același timp FEA permite analiza în regim dinamic, în regim termic, analiza curgerilor de fluide sau studiul câmpurilor electromagnetice.[3]
Metoda elementului finit (FEM) este o metoda numerica pentru rezolvarea problemelor fizicii si matematicii. Obișnuitele domenii problematice de interes includ analiza structurală, transferul de căldură, fluxul de fluid, transportul în masă și potențialul electromagnetic. Soluția analitică a acestor probleme necesită, în general, rezolvarea problemelor de valoare limită pentru ecuațiile diferențiale parțiale. Formularea cu metoda finită a problemei are ca rezultat un sistem de ecuații algebrice. Metoda aproximează funcția necunoscută pe domeniu. Pentru a rezolva problema, ea subdivide un sistem mare în părți mai mici, mai simple, numite elemente finite. Ecuațiile simple care modelează aceste elemente finite sunt apoi asamblate într-un sistem mai larg de ecuații care modelează întreaga problemă. FEM utilizează apoi metode variate de la calculul variațiilor pentru a aproxima o soluție prin minimizarea unei funcții de eroare asociate.[23]
Subdiviziunea unui domeniu întreg în părți mai simple are mai multe avantaje:
Reprezentarea corectă a geometriei complexe
Includerea proprietăților materiale diferite
Reprezentarea ușoară a soluției totale
Captarea efectelor locale.
O lucrare tipică a metodei implică împărțirea domeniului problemei într-o colecție de subdomenii, cu fiecare subdomeniu reprezentat de un set de ecuații de element față de problema inițială, urmată de recombinarea sistematică a tuturor seturilor de ecuații elementare într-un sistem global de ecuații pentru calculul final. Sistemul global de ecuații are tehnici de soluție cunoscute și poate fi calculat din valorile inițiale ale problemei originale pentru a obține un răspuns numeric.[23]
5.4.2 Analiza cu elemente finite folosind programul Solidworks 2016
Analiza cu elemente finite a sistemelor mecanice utilizând soft-ul Solidworks 2016 este caracterizat printr-o serie de etape:
Preprocesare:
Generarea geometriei modelului;
Stabilirea proprietăților de material și a caracteristicilor geometrice;
Discretizarea modelului cu tipul de elemente finite adecvate problemei;
Aplicarea condițiilor la limită pentru modelul cu elemente finite;
Definirea încărcărilor pe model.
Procesare:
Verificarea datelor de intrare;
Lansarea în execuție a modelului complet.
Postprocesare:
Reprezentarea rezultatelor (deplasări, tensiuni, deformații, etc.) sub formă de grafice, liste, contururi (isocurbe);
Analiza și interpretarea rezultatelor.
SolidWorks Motion Simulation este linia completă de produse care acoperă o gamă largă de domenii de analiză.[24]
1.Descrierea elementelor tridimensionale, se realizează prin parcurgerea succesiunilor de comenzi: File->New->Part. Descrierea ansamblului sau sub-ansamblului se realizează în modul Assembly (fig.5.5) prin parcurgerea comenzilor: File->New->Assembly.
Generarea geometriei modelului constă în realizarea formei și dimensiunilor elementelor componente ale ansamblelor și sub-ansamblelor. În soft-ul Solidworks, realizarea profilelor , a schițelor, se realizează în modului Sketcher,dând click pe pictograma Sketcher.
Fig. 5.5 Modelul CAD al implantului de șold
2. Modelarea materialului s-a realizat în modulul Part sau în modulul Assembly Design prin activarea comenzii Apply Material. Această comandă se folosește la identificarea și selectarea tipului de material: material de construcții, textile, metale, materiale speciale (plastic, sticlă, cauciuc, apă), rocă, lemn. Prin efectuarea unui dublu click pe un material se vizualizează și se pot modifica parametrii mecanici și termici ai materialului: modulul lui Young, coeficientul lui Poisson, densitatea, coeficientul de dilatare termică, limita de curgere.
Astfel, pornind și de la inscripțiile aplicate de producător (figura 5.6) și de la datele din literatura de specialitate au fost identificate următoarele materiale:
tija femurală a protezei (stemul) a fost realizată dintr-un aliaj de Ti-Al-Nb;
capul protezei (cu diametru de 28 mm) a fost realizat din aliaj de Co-Cr-Mo Protasul 21WF ISO 5832/12;
cupa acetabulară, compusă din trei piese, astfel:
căptușeala interioară (în contact cu capul femural) este realizată din aliaj Co-Cr-Mo;
componenta intermediară (manșon) este din UHMWPE GUR 4150;
calota acetabulară este din aliaj de titan.
Fig. 5.6 Alegerea materialului. Definirea aliajului de Titan.
3.Definirea încărcărilor- s-a realizat prin aplicarea unei forțe rezultante.
Aplicarea încastrărilor s-a realizat prin comanda Fixtures->Fixed geometry. S-a aplicat asupra tijei pentru a rămâne nemișcată (fig.5.7).
Fig. 5.7 Aplicarea încastrărilor pe tija protezei.
Aplicarea forțelor s-a realizat pe suprafața cupei acetabulare (fig. 5.8).
Fig.5.8 Aplicarea forțelor pe suprafața cupei acetabulare
Aplicarea încărcarilor se poate realiza prin comada External Loads->Force, Pressure, External Loads Advision, Gravity,etc. În acest caz s-a optat pentru comanda Force.
Pentru a înțelege mai bine procesul care are loc în cadrul aplicării forțelor, am luat două cazuri concrete care au fost prezentate in Capitolul 3 în cadrul programului Hip 98 și anume, doi pacienți cu greutatea de 72 Kg, respectiv 98 Kg. Pentru fiecare dintre aceștia am aplicat cea mai mică și cea mai mare forță care poate acționa asupra corpului în funcție de mișcările pe care le execută. Pentru ambele forța face în plan frontal un unghi de 16° cu verticala,iar în plan sagital,deoarece se execută o mișcare,formează un unghi de 20°cu vertical(tabelul5.4, tabelul 5.5).
Pentru subiectul cu 72 Kg forța minimă care se aplică este de 1216 N,realizată în momentul genoflexiunilor(fig. 5.9).
Fig.5.9 Analiza FEA pentru subiectul cu 72 kg (rezultanta de 1216 N): determinarea deplasărilor (a) și câmpurile de tensiuni von Mises (b).
Cea de-a doua analiză pentru pacientul de 72 Kg se realizează cu o forță de 2401,2 N, rezultată în momentul urcării scărilor(fig.5.10).
Fig.5.10 Analiza FEA pentru subiectul cu 72 kg (rezultanta de 2401,2 N): determinarea deplasărilor (a) și câmpurile de tensiuni von Mises (b).
Tabel.5.4 Valorile minime și maxime pentru subiectul de 72 Kg.
Pentru subiectul cu 98 Kg, prima forță care s-a aplicat a fost de 1109,3 N, forță care acționează tot în momentul genoflexiunilor(fig. 5.11). Rezultatele obținute sunt ilustrate în urmatoarele imagini:
Fig.5.11 Analiza FEA pentru subiectul cu 98 kg (rezultanta de 1109.3 N): determinarea deplasărilor (a) și câmpurile de tensiuni von Mises (b).
Cea de-a doua analiză pentru pacientul de 98 Kg se realizează cu o forță de 2292.2 N, rezultată în momentul mersului normal(fig.5.12).
Fig.5.12 Analiza FEA pentru subiectul cu 98 kg (rezultanta de 2292.2 N): determinarea deplasărilor (a) și câmpurile de tensiuni von Mises (b).
Tabel. 5.5 Valorile minime și maxime pentru subiectul de 98 Kg.
5.5Analiza cu microscopul digital
5.5.1 Generalități
Cel mai folosite aparate pentru investigarea, cu o rezoluție foarte bună, a suprafețelor sunt SEM (Scanning Electron Microscopy) si AFM (Atomic Force Microscopy)(fig.5.13).
SEM-ul a fost construit in 1938 de von Ardenne. Cambridge Scientific Instruments a produs primul instrument comercial in 1965. Acest sistem a fost supus unor continue îmbunatatiri rezoluția crescând de la 50 nm, în 1942 la aproximativ 0,7 nm, astăzi. Deasemenea, cu ajutorul SEM-ul „contemporan” putem obține informații despre compoziția probei studiate prin detecția razelor X, electronilor retroîmprăștiați, catodoiluminiscența si electroni Auger.[25]
Construirea AFM-ului a fost precedată de inventarea STM-ului (Scanning Tunneling Microscopy) in 1981 la IBM Zurich Research Laboratory de catre Binning si Rohrer. Datorită posibilitații de a vedea atomii cu acest aparat, inventatorii săi au câstigat Premiul Nobel în Fizică în 1986. STM-ul oferă o rezoluție de subangstrom dar este limitat de natura probei. [25]
Fig.5.13 Microscopul cu forță atomică.[26]
Microscopul cu Forță Atomică (AFM) a fost inventat in 1986. Primul AFM comercial a fost produs in 1989 de catre Digital Instruments.Cu ajutorul AFM-ului se obțin imagini 3D ale suprafețelor (izolatoare sau conductoare) cu o rezoluție laterală nanometrică și de subangstrom pe verticală. Scanning Probe Microscopy (SPM) este o familie de tehnici de măsura ce implică scanarea unei suprafețe cu un vârf foarte ascuțit si monitorizarea interacției vârf-suprafață pentru a creea o imagine de înaltă rezoluție a materialului studiat. AFM-ul a devenit cea mai folosită tehnică a SPM-ului ea servind doar pentru analiza topografică a suprafețelor.[25]
Un mare avantaj al AFM-ului este ca poate opera în aer, vid și solvent la diferite temperaturi. Acest aparat este utilizat atât în cercetarea fundamentală cât și la scală mai mare, în industrie AFM-ul având un rol deosebit de important în dezvoltarea nanotehnologiei.
Deși SEM-ul si AFM-ul au rezoluții laterale similare, există situații în care una din aceste tehnici poate oferii o reprezentare mai detaliată a suprafeței probei. Această diferențiere este dată de felul in care cele doua tehnici analizează modificările verticale în topografia probe.
Fig.5.14 Probe foarte netede la nivel atomic. [25]
În imaginile de mai sus (fig. 5.14) sunt prezentate imaginile SEM, respectiv AFM ale aceleiași suprafețe de Si epitaxial. A se nota că spre deosebire de SEM, AFM-ul poate măsura 3D (x, y si z) într-o singură scanare. AFM-ul are o rezolutie verticală < 0,5Å, astfel poate rezolva treptele de 1,4Å de pe suprafață studiată, putând calcula rugozitatea medie a acesteia (0,7Å). SEM-ul are dificultăți în a trata aceste variații de înalțime subtile.[25]
Modul de lucru al AFM
Fig.5.15 Schița funcțională a AFM-ului.
Fig. 5.15 ilustrează ca nivelul ridicat de localizare spațială în măsurarea proprietațiilor fizice este datorat dimensiunii foarte mici a senzorului și de apropierea acestuia de suprafața studiată. În cazul AFM-ul senzorul este constituit dintr-un cantilever echipat cu un vârf ce interacționeaza cu suprafața. Un fascicul laser este reflectat de cantilever, modificările fizice ale suprafeței fiind asociate cu schimbarea semnalului din fotodetector. Semnalului laser ce ajunge la un fotodetector este divizat în patru cadrane, fiecare indicând deflexia si torsiunea cantilever-ului.[25]
5.5.2 Date experimentale
Măsurătorile în cadrul acestui studiu s-au realizat pe un microscop cu forță atomică MarSurf XC20 (V.1 40-5) și MarSurf Xr20(V. 1 10-5). Dimensiunile imaginilor 2D și 3D obținute prin AFM a fost de 50×50μm și 100×100μm(tabelul 5.6)
Tabelul 5.6 Valorile obținute la determinarea rugozității medii.
Inspecția vizuală (potrivit prevederilor standardului ASTM F1714-96) s-a realizat folosind un microscop digital model VHX-600E produs de KEYENCE (aflat în dotarea Catedrei de Mecanică Fină și Mecatronică), folosind o mărire de x500, x1000, x2000, x3000, x4000 și x5000;
Desfășurarea testelor Astfel, pentru efectuarea primelor teste, pe stand, s-au montat: o tijă (scurtată) de la o proteză de șold bipolară Sulzer Ti-Al-Nb 2141674 (figura 5.7), capul femural 1 (realizat din aliaj Co-Cr-Mo) și cupa acetabulară , realizată din aliaj de Co-Cr-Mo și UHMWPE (figura 5.7). Presiunea la ieșirea din compresor a fost reglată la 6 bari, iar pentru circuitul, care deservește cilindrii pneumatici ce asigură forța de compresiune, la 4,5 bari, realizându-se astfel primii 3000 de cicluri. La testarea capului femural 1 și a cupei acetabulare nu s-a folosit lubrifiant. Pentru capul femural 3 și cupa 2 au fost realizate 10000 cicluri, la o presiune de 4 bari în prezența unui lubrifiant (tabelul 5.7).
Tabelul 5.7 Condiții de desfășurare a testelor.
Frecvența de oscilație (Oscillating Frequency) este oscilația protezei de șold și este egală cu perioada de realizare a unui ciclu pe secundă. Pentru testare s-a ales (conform cu ghidul de aplicare al standardului ASTM F1714-96) o frecvență de testare de aprox.1Hz(tabelul 5.9).
Rezultatele determinării rugozității se găsesc în tabelul de mai jos (tabelul 5.8) și cuprinde următoarele:
Sy- Vârf la vârf;
Sz- media celor 10 cele mai înalte puncte;
M-Media;
Sa- Media rugozității;
Ms-Momentul secundar;
Sq- rădăcină medie pătrată;
Ssk- suprafață netedă;
Ska- coeficientul aplatizării;
En-Entropia;
Rd-Redundanța.
Tabelul 5.8 Determinarea prin AFM a rugozității medii.
Tabelul 5.9 Rezultatele obținute după teste.
Ca lubrifiant s-a utilizat un ului sintetic Fuchs Titan Supersyn 5W-40 Germania (ulei de motor ) cu următoarele caracteristici:
Densitate: la 15șC (conform DIN 51757) 0.859 g/ml,
Vâscozitatea dinamică: la – 30șC (conform DIN 51398) 6400 mPas,
Vâscozitatea cinematică: la 40șC (conform DIN 51562-1) 86 mm²/s.
Fig.5.15 Zgârieturi ,urme de uzură și fisuri văzute la microscop.
BIBLIOGRAFIE
[1], Druga Corneliu, teza de Doctorat ” CONTRIBUȚII LA STUDIUL COMPORTĂRII ÎN EXPLOATARE A ELEMENTELOR DE PROTEZARE”
[2], Bioing. Iuliana ROTARU,teza de Doctorat,” Cercetări privind optimizarea dispozitivelor de protezare la nivelul discului lombar, în corelație cu procesele tribologice și solicitările mecanice”
[1]https://teachmeanatomy.info/lower-limb/joints/hip-joint/?fbclid=IwAR3PhUgrq2Aq0suITPyzSzEVEvIUE88LBDG2AsrilpXu73zAiRPaOik4_5M , accesat in data de 15 martie 2019
[2] Topor Elena Simona, “Testarea in vitro a protezelor totale de șold cimentate”, Proiect de diploma,Brasov 2013,pag. 12-14
[3] Corneliu Nicolae DRUGĂ, “CONTRIBUȚII LA STUDIUL COMPORTĂRII ÎN EXPLOATARE A ELEMENTELOR DE PROTEZARE”, Teză de Doctorat
[4]http://www.lectiadeortopedie.ro/wp-content/uploads/2014/08/09_pubofemoral_ligament__anterior_view_edit1311817665622.jpg , accesat in data de 20 martie 2019
[5]https://alexandrucrasmaru.weebly.com/uploads/6/7/7/6/6776635/1198882.jpg?409 , accesat in data de 20 martie 2019
[6]https://www.romedic.ro/arata_img.php?img=anatomie_73_316.jpg&w=1000&h=2000&cale=/uploadart/anatomie ,accesat in data de 20 martie 2019
[7] https://orthoinfo.aaos.org/en/diseases–conditions/hip-fractures , accesat in data de 21 martie 2019
[8] https://orthoinfo.aaos.org/en/diseases–conditions/osteoarthritis-of-the-hip/ ,accesat in data de 30 martie 2019
[9] https://drstefanescu.ro/gab/wp-content/uploads/2016/05/Coxartroza_2.jpg ,accesat in data de 30 martie 2019
[10] https://emedicine.medscape.com/article/386808-overview, accesat in data de 5 aprilie 2019
[11] Bhaskar Kumar Madet , Ch.Srinivasa Ra , Biomechanics of hip joint: a review Article in International Journal of Biomedical Engineering and Technology · October 2014, accesat in data de 20 aprilie 2019
[12] Ileana Ioana COFARU, CERCETĂRI PRIVIND BIOMECANICA DEVIAȚIILOR AXIALE ALE MEMBRULUI INFERIOR UMAN ȘI DEZVOLTAREA UNOR ECHIPAMENTE CHIRURGICALE AFERENTE, Teză de Doctorat, accesat în data de 23 aprilie
[13]https://cis01.central.ucv.ro/educatie_fizica-kineto/pdf/studenti/cursuri%20master/Curs_III.pdf , Biomecanica membrului inferior , accesat în data de 23 aprilie 2019
[14] Îndrumar MTSB Lucrarea 3- Biomecanica articulației șoldului
[15] http://www.wiki.orthoload.com/index.php/Manual#Data_collection_.27HIP98.27, accesat în data de 15 mai 2019
[16] G. Bergmann, F. Graichen, A. Rohlmann, A. Bender, B. Heinlein, G.N. Duda, M.O, Heller, M.M. Morlock- Realistic loads for testing hip implants, accesat în data de 20 mai 2019
[17] https://www.researchgate.net/figure/Dispozitive-de-protezare-totala-a-articulatiilor-umane-a-Proteza-de-sold_fig1_264558595, accesat in data de 30 aprilie 2019
[18] https://drapostolescu.ro/protezare/protezare-sold/tipuri-de-proteze-de-sold/ , accesat in data de 30 mai 2019
[19]https://www.amboss.com/us/knowledge/Osteoarthritis_of_the_hip_and_knee, accesat in data de 30 mai 2019
[20] https://www.charterradiology.com/wp-content/uploads/2016/08/MR-COR-Hip-Arthro.jpg , accesat în data de 02 iunie 2019
[21] https://media.dcmedical.ro/image/201902/w670/siemens_symbia_intevo_bold__scintigraf_foto_sanador_93310600.jpg ,accesat în data de 02 iunie 2019
[22] Lucian Capitanu, Liliana-Laura Badita, Gheorghe Ion Gheorghe, Artroplastia totala de sold. Dinamica pierderii stabilitatii protezelor totale de sold. Editura Agir
[23] https://en.wikipedia.org/wiki/Finite_element_method, accesat în data de 02 iunie 2019
[24] Nicolae Faur, Anghel Cernescu, Cristian-Sorin Neș, Radu Negru, Metoda Elementelor Finite, Îndrumar de laborator, accesat online http://www.mec.upt.ro/rezi/Indrumator%20Laborator%20Metoda%20Elementelor%20Finite.pdf, în data de 02 iunie 2019;
[25] Microscopul cu forță atomica, accesat online, http://www.mdeo.eu/MDEO/Studenti/Docs/AFM_seminar_2011.pdf, în data de 05 iunie 2019
[26] https://www.news-medical.net/image.axd?picture=2017%2F9%2F2.png , accesat în data de 05 iunie 2019
Copyright Notice
© Licențiada.org respectă drepturile de proprietate intelectuală și așteaptă ca toți utilizatorii să facă același lucru. Dacă consideri că un conținut de pe site încalcă drepturile tale de autor, te rugăm să trimiți o notificare DMCA.
Acest articol: Conf. Dr. Ing. Cotoros Diana-Laura Absolvent: ANGELESCU G. Loredana BRAȘOV, 2018 ANGELESCU G. Loredana Investigații calitative și cantitative pivind… [306968] (ID: 306968)
Dacă considerați că acest conținut vă încalcă drepturile de autor, vă rugăm să depuneți o cerere pe pagina noastră Copyright Takedown.