Licenta Butte V8 [608755]

UNIVERSITATEA POLITEHNICA BUCURE ȘTI
FACULTATEA: ȘTIIN ȚA ȘI INGINERIA MATERIALELOR
SPECIALIZAREA: INGINERIE MEDICALĂ

LUCRARE DE LICEN ȚĂ

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ
PERSONALIZAT

ABSOLVENT: [anonimizat]
3
CUPRINS

CAPITOLUL I. Anatomia membrului inferior ………………………….. ………………………….. ……….. 5
1.1. Introducere ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………. 5
1.2. Scheletul membrului inferior ………………………….. ………………………….. ……………………… 6
1.2.1. Femurul ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………………. 6
1.2.2. Patela ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………. 8
1.2.3. Tibia ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………… 8
1.2.4. Fibula ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………….. 11
1.3. Cinematica genunchiului ………………………….. ………………………….. ………………………….. 11
CAPITOLUL II. Proteze de genunchi. Evoluție. Clasificare. Utilizare ………………………….. … 13
2.1. Evoluția și designul protezelor de șold moderne ………………………….. ……………………… 13
2.2 Clasificarea protezelor de genunchi ………………………….. ………………………….. ……………. 14
2.3. Sisteme de proteze ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………. 15
2.4. Limitările polietilenei ………………………….. ………………………….. ………………………….. ….. 15
2.5. Sistem de fixare ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………….. 16
2.6. Indicații și contraindicații ale protezei totale de genunchi ………………………….. …………. 16
2.7. Complicații ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………… 17
2.8. Evaluare preoperatorie ………………………….. ………………………….. ………………………….. … 19
2.9. Anestezia ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………………… 20
2.10. Management postoperator ………………………….. ………………………….. ………………………. 20
2.11. Informații despre pacient ………………………….. ………………………….. ………………………… 21
CAPITOLUL III. Materiale ………………………….. ………………………….. ………………………….. …… 23
3.1. Introducere ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………… 23
3.2 Titanul ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………….. 23
3.3. Polietilena ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………………….. 26
3.4. Oțeluri inoxidabile ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……… 27
3.5. Aliaje Cobalt -Crom ………………………….. ………………………….. ………………………….. …….. 30
CAPITOLUL IV. Aplicații. Parte practică. ………………………….. ………………………….. ………….. 35
4.1. MIMICS ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………. 35
4.1.1. Introducere ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………… 35
4.1.2. Generalități ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………….. 35
4.1.3. Istoria MIMICS ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……. 35
4.1.4. Modelarea imaginilor ………………………….. ………………………….. ………………………… 35
4.1.5. Explicarea formatului de fișier STL ………………………….. ………………………….. …….. 36

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
4
4.1.6. Segmentarea ………………………….. ………………………….. ………………………….. ………… 36
4.1.7. Aplicațiile Mimics ………………………….. ………………………….. ………………………….. … 37
4.1.8. CAE ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………. 37
4.1.9. CAD ………………………….. ………………………….. ………………………….. ……………………. 38
4.1.10. Simularea chirurgicală ………………………….. ………………………….. ……………………… 38
4.2. Autodesk INVENTOR ………………………….. ………………………….. ………………………….. … 39
4.3. Partea experimentală ………………………….. ………………………….. ………………………….. …… 39
Bibliografie ………………………….. ………………………….. ………………………….. …………………………. 56

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
5
CAPITOLUL I. Anatomia membrului inferior
1.1. Introducere
Scheletul este format din oase și articula ții care asigură sus ținerea structurii corpului
uman. Oasele oferă suport rigid țesuturilor moi din corp și formează pârghii puse în mi șcare de
contrac ții musculare .
Totalitatea oaselor prezente în corpul uman formeaza sistemul osos. Acesta este alcătuit
din scheletul axial și din scheletul apendicular. Craniul, coloana vertebrală și oasele cavită ții
toracice formează scheletul axial. Scheletul apendicular este alcătuit din oasele membrelor
superioare și oasele membrelor inferioare . Sistemul osos este alcătuit din 206 oase, dintre care
86 au pereche.
Fiecare os este un organ complex a lcătuit din mai multe tipuri de țesuturi; acestea con țin
măduvă osoasă care este străbătută de vase și nervi. Majoritatea oaselor unei persoane sunt
formate dintr -o parte ososoasă si o parte spongioasă. Cartilajele articulare, cartilajele epifizale
și cart ilajele costale alcătuiesc partea cartilaginoasă a sistemului osos.
La exterior osul este acoperit de o membrana de țesut conjuctiv fin numit periost, u nde
se disting e un strat fibros și un strat osteogenic . Stratul fibros situat superficial este legat de os
prin fibre ce pătrund osul și con țin vase de sânge și limfă și nervi. Prin intermediul acestor vase
și nervi ajunge substan ța nutritivă la os. Stratul osteogenic situat în profunzime con ține celule
osteo blaste care au rol, în condi ții normale, în procesul de dezvoltare și reorganizare al țesutului
osos, în urma unui traumatism. La jonc țiunea cu cartilajul articular care acoperă capetele osului,
periostul se continuă cu pericondrul. Ca urmare, osul ca orga n este acoperit de o membrană de
țesut conjunctiv continuu. Această membrană acoperă suprafa ța osului și toate structurile aflate
pe acesta (creste, crevase, etc.). La interior osul este căptu șit de o membrană mai fină numită
endost. [1]
Din punct de vedere al formei, oasele pot fi oase lungi, oase scurte sau oase late. Unele
oase con țin cavită ți umplute cu aer și poartă denumirea de oase pneumatice.
Oasele lungi (humerus, clavicula, femur, falange, etc.) prezintă o parte de mijloc,
diafiza, și două ca pete numite epifize. Epifiza localizată mai aproape de scheletul axial poartă
denumirea de epifiză proximală, iar epifiza aceluia și os care este situată mai departe de
scheletul axial se nume ște epifiză distală. Păr țile mai late ale oaselor lungi situate între epifize
și diafiză sunt cunoscute ca metafize. Limitele acestora pot fi observate doar la oasele copiilor
și adolescen ților unde un strat cartilaginos, cartilajul epifizal, se află între epifiză si diafiză.
Osul cre ște intens în lungime, consumând a cest cartilaj care este ulterior înlocuit de țesut osos,
formând linia epifizală (odată cu înaintarea în vârstă devine foarte greu de detectat).

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
6
Prin sec ționarea unui os lung se pot distinge osul compact care formează stratul exterior,
de osul spongios afl at mai în profunzime, cu precădere în epifize si metafize. În oasele lungi,
tubulare osul compact înconjoară canalul medular (prezintă formă tubulară).
Matricea substan ței spongioase împreună cu canalul medular con țin măduva osoasă. Se
distin g măduva ro șie și măduva galbenă . Măduva ro șie îndepline ște activitate func țională și
este capabilă să formeze celule mieloide. Odată cu cre șterea și dezvoltarea organismului,
măduva ro șie este înlocuită gradual de măduva galbenă. Aceasta este mai pu țin activă și are rol
de rezervor (fiind alcătuită în principal din grasime), dar poate fi activată în anumite
condi ții.[1][2]

1.2. Scheletul membrului inferior
1.2.1. Femurul
Femurul este cel mai lung și mai gros os tubular din corpul uman. Se disting un corp
femural și două capete, unul superior și unul inferior. Femurul este unicul element al scheletului
coapsei.
Corpul femural este cilindric, u șor răsucit în jurul propriei axe și prezintă o curbură anterioară.
Suprafa ța anterioară este ne tedă, suprafa ța posterioară c onține o linie aspră pe care se inseră
mușchii. Linia este împăr țită în două buze: laterală și media nă. Buza laterală deviază lateral în
treimea inferioară a osului și trece pe condilul lateral; în treimea superioară a osului se continuă
cu tuberozitatea g luteală. Buza media nă deviază în treimea inferioară către condilul media n și
împreună cu cu buza laterală delimitează o zonă triunghiulară denumită fața poplitee . În partea
superioară buza media na se continuă cu li nia pectineală .
Capătul proximal al femurului prezintă două proeminen țe rugoase la jonc țiunea cu
corpul femural. Aceste proeminen țe poartă denumirea de marele trohanter și micul trohanter.
Marele trohanter este îndreptat în sus și înapoi și ocupă partea laterală a capătului
proximal al osul ui. Suprafa ța laterală poate fi sim țită cu u șurință prin piele, suprafa ța media nă
prezintă fosa trohanterică. Linia trohanterică parcurge osul pe suprafa ța anterioară din vârful
marelui trohanter în jos și media n continuându -se cu linia pectineală . Creasta trohanterică
parcurge aceea și direc ție dar pe suprafa ța posterioară încheindu -se cu micul trohanter situat pe
suprafa ța postero -media nă a epifizei proximale a femurului. Restul epifizei proximale este
îndreptată în sus și media n purtând denumirea de col femural; aceasta se încheie cu un cap sferic
– capul femural. Colul femural prezintă o suprafa ță ușor aplatizată în planul frontal. Unghiul
dintre colul femural și corpul femural este de aproximativ 90° la persoanele de sex feminim și

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
7
mai mare la persoanel e de sex masculin.Capul femural con ține o mică vale numită fosa capului
femural unde se ata șează ligamentul capului femural, restul suprafe ței fiind netede.
Capătul distal al femurului este gros și lat terminându -se cu doi condili, media n și
lateral. Cond ilul media n este mai mare decât cel lateral. Suprafa ța laterală a condilului lateral
și suprafa ța media nă a condilului media n prezintă epicondilul lateral șsi respectiv epicondilul
media n. Suprafe țele celor doi condili sunt despăr țite de fosa intercondilia nă care este delimitată
superior de fa ța poplitee de către linia intercondiliană. Fe țele ambilor condili sunt netede și
joncțiunea dintre ele formează fa ța patelară pentru articula ția rotulei cu femurul. [1][2]

Fig 1. 1 Anatomia femurului [2]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
8

1.2.2. Patela
Patela, sau rotula, este cel mai mare os sesamoid din corpul uman. Este localizată în
tendonul cvadricepsului femural și poate fi sim țit cu u șurință prin piele. Când membrul este în
extensie patela poate fi mi șcată în sus -jos sau stânga -dreapta făr ă prea mari probleme.
Marginea superioară este rotunjită și se nume ște bază. Marginea inferioară se sub țiază
formând vârful rotulei. Fa ța anterioară este rugoasă. Fa ța posterioară, articulară este netedă și
împăr țită de o creastă verticală într -o parte media nă mai mică și o parte laterală mai mare.
Această fa ță se articulează cu fa ța patelară a femurului.
1.2.3. Tibia
Tibia este un os tubular lung. Este alcătuit dintr -un corp și două extremită ți, superioară
și inferioară. Diafiza prezintă trei fe țe: o fa ță posterioară, o fa ță laterală și o fa ță mediană
delimitate de trei margini: marginea anterioară, marginea laterală (interosoasă) și marginea
mediană.
Marginea anterioară are forma unei creste iar în partea superioară se continuă cu
tuberculul tibiei. Marginea interosoasă este ascu țită și îndreptată spre fibulă. Marginea mediană
este rotunjită. Fa ța antero -mediană a osului este u șor convexă. Fa ța mediană precum și
marginea anterioară care o delimitează pot fi sim țite prin piele. Fa ța laterală, sau antero -laterală,
a osului este u șor concavă. Fa ța posterioară este plată și prezintă linia soleală ce străbate osul
în jos și median de la condilul lateral.
Capătul proximal al t ibiei este lat. Păr țile laterale și mediană poartă denumirile de condil
lateral și respectiv condil median. Pe partea laterală a condilului lateral se află suprafa ța
articulară fibulară. Pe mijlocul fe ței superioare a epifizei proximale se găse ște aria
intercondiliană. Se disting doi tuberculi în această arie: tuberculul intercondilian median în
spatele căruia se află aria intercondiliană posterioară și tuberculul intercondilian lateral în fa ța
căruia se află aria intercondiliană aterioară. În ambele zone s e atașează ligamentele încrusci șate
de genunchi. În ambele păr ți ale ariei intercondiliene fa ța articulară superioară prezintă două
suprafe țe arti culare concave, mediană și laterală, fiecare corespunzând condilului aferent.
Aceste zone sunt limitate la periferie de marginea infra -articulară a tibiei.
Epifiza distală a tibiei este cvadriangulată. Pe fa ța laterală se inserează capătul distal al
fibulei. Pe fa ța posterioară este valea de inser ție a mu șchiului tibial posterior. În fa ța acestei văi
se găse ște marginea mediană a epifizei distale, care se continuă în jos cu proeminenta maleolă

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
9
mediană care se poate sim ți prin piele. Fa ța laterală a maleolei este ocupată de fa țeta articulară,
aceasta extinzându -se pe fa ța inferioară a osului unde se continuă cu f ața articulară inferioară
concavă. [1][2]

Fig. 1.2 Vedere anterioară și posterioară a tibiei și fibulei [2]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
10

Fig. 1.3 Inser țiile ligamentelor pe tibie [2]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
11

1.2.4. Fibula
Fibula este un os tubular lung și sub țire. Este alcătuit din diafiză și două epifize. Diafiza
are formă de prismă triedrică. Este răsucită în jurul propriei axe longitudinale, prezentând o
curbură posterioară. Cele trei fe țe ale osului, laterală, mediană și posterioară sunt separate între
ele de trei margini sau creste. Marginea an terioară este cea mai ascu țită și separă fa ța mediană
de cea laterală. Marginea interosoasă se găse ște pe fa ța mediană.
Epifiza proximală a fibulei este reprezentată de capul fibular. Partea superioară a fibulei
se sub țiază formând vârful fibulei. Epifiz a distală formează maleola laterală. Fa ța laterală a
maleolei se poate sim ți prin piele. Fa ța medială prezintă fa ța articulară a maleolei laterale prin
intermediul căreia fibula se articulează cu fa ța laterală a talusului. Deasupra acestei fa țete este
o zonă rugoasă de jonc țiune articulară cu tibia.
1.3. Cinematica genunchiului
Mișcarea genunchiului din timpul mersului a fost studiată de mul ți investigatori de -a
lungul timpului, ajungându -se la concluzia că aceasta e mult mai complexă decât simpla flexie
și extensie. Mi șcarea genunchiului este mult mai bine descrisă de flexie -extensie, abducere –
adducere și rota ție în jurul axei membrului. Flexia genunchiului, care are loc în jurul unei axe
transversale a cărei pozi ții variază este o func ție a geometriei art iculare a genunchiului și a
constrângerilor impuse de ligamente. Axa flexie a fost descrisă ca fiind variabilă într -o manieră
elicoidală la genunchiul sănătos, cu o transla ție posterioară medie a condilului femural median
de 2 mm, comparativ cu cei 21 mm a i condilului femural lateral. Această observa ție a fost
achizi ționată prin intermediul unei fluoroscopii dinamice cuplată cu scanări de tomografii
computerizate tridimensionale. În urma sec ționării ligamentului încruci șat anterior axa devine
mult mai varia bilă, cu o transla ție medie de 5 mm a condilului median și 17mm ai condilului
lateral. Acest tipar de pivot median al genunchiului explică rota ția tibie pe femur din timpul
extensiei, dar și rota ția tibie din timpul flexiei. Multe din primele proteze total e de genunchi nu
au putut acomoda aceste mi șcări complexe ale genunchiului și tensiunile aferente devenind o
problemă neprevăzută. Multe din protezele curente încearcă sa reproducă cât mai exact
mișcarea normală a genunchiului, în timp ce altele doar aprox imează o mi șcare normală, fiind
axate pe alte probleme, precum tensiunile la contactul cu polietilena.
În prezent se utilizează laboratoare care studiază mi șcarea piciorului sănătos și a
pacien ților atât preoperator cât și postoperator pentru a îmbunătă ți constant design -ul
protezelor. În studiile de cinematică ale genunchiului în timpul activită ților zilnice s -a

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
12
descoperit că: în timpul mersului genunchiul necesită o flexie de 67°, 83° pentru urcatul
scărilor, 90° pentru coborâtul scărilor și 93° pentru ridicatul de pe scaun. Modelarea asistată de
calculator ne permite să prezicem efectele protezei asupra mi șcării pacientului precum și
efectele unei pozi ționări proaste în timpul opera ției, facilitând dezvoltarea unor modele mai
permisive și care permit o mișcare și cinematică cât mai precisă din punct de vedere
fiziologic. [3]

Fig. 1. 4 Mișcările genunchiului [3] Fig 1. 5 Mișcarea de rota ție a genunchiului [3]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
13
CAPITOLUL II. Proteze de genunchi. Evolu ție. Clasificare. Utilizare

2.1. Evolu ția și designul protezelor de șold moderne
În 1973 a fost introdusă pentru prima dată proteza total -condilară proiectată de Insall et
al. Design -ul acestei proteze a permis considerentelor mecanice să surclaseze dorin ța de a
reproduce perfect cinematica mi șcării anatomice a genunchiului. Influen țată în principal de
modelul anterior stabilit de Colegiul Imperial din Londra, această metodă sacrifică ligamentele
încruci șate, stabilitatea în planul sagital fiind dată de suprafa ța geometrica a articula ției. Acest
model de proteză cimentată a crescut rata de supravie țuire a pacien ților care au suferit
artroplastie totală de genunchi peste 75% la 15 -20 de ani după opera ție.
Design -ul protezelor totale de genunchi a mai suferit un salt tehnologic de atunci.
Condilii femura li simetrici aveau raza sagitală a curburii posterioare descrescătoare și erau
convexe individual in planul coronal. Fa ța articulară a componentei tibiale de polietilenă era
perfect congruentă cu componenta femurală aflată în extensie și congruentă cu plan ul coronal
în flexie. Transla ția si deplasarea componentelor erau împiedicate de buzele anterioară și
posterioară ale componentei tibiale și a șanțului median. Componenta tibială prezenta o coadă
metafizală pentru a împiedica înclinarea în timpul încărcărilor asimetrice. Aceasta era ini țial
alcătuită complet din polietilenă, dar s -a trecut la un substrat de metal pentru a unifo rmiza
tensiunile aplicate pe os ul cancelos metafizal pe care se afla și pentru a preveni deformarea
polietilenei. Patelei i -a fost ata șată o componentă patelară în formă de dom integral din
polietilenă cu un picior de fixare pozi ționat central. Multe din caracteristicile acestui design se
întâlnesc și la modelele astăzi.
Concomitent cu dezvoltarea protezei totale de genunchi c are implică sacrificarea
ligamentelor încruci șate s-a dezvoltat și proteza duopatelară cu contur anatomic în plan sagital.
Aceast a implica păstrarea ligamentulu i încruci șat posterior. Ini țial platoul de polietilenă era
alcătuit dintr -o parte laterală și una mediană, dar ulterior a fost modificată într -o singură
componentă cu o tăietură ce permitea păstrarea ligamentului încruci șat posterior. Proteza
duopatelară a evoluat în proteza cinematică care a fost des utilizată în anii 1980.
Ulterior a fost adăugat u n mecanism cu camă pozi ționat central pentru a facilita un unghi
de contact între componente cât mai apropiat de cel anatomic. Majoritatea protezelor totale de
genunchi din zilele noastre sunt derivate din aceste două modele de proteza/ La sfâr șitul anilor
1980 și în timpul anilor 1990 complica țiile patelo -femurale au devenit principala cauză a
reoperărilor artroplastiilor totale de genunchi. În consecin ță, îmbunătă țirea reconstruc ției

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
14
articula ției patelo -femurale a fost unul din factorii importan ți ce au i nfluen țat design -urile care
au urmat. [3]

Fig 2.1. Proteză totală de genunchi; componenta tibială este nemodulară din polietilenă ranforsată
cu fibră de carbon pe o bază metalică [4]

2.2 Clasificarea protezelor de genunchi
 Proteză cu reazem fix
o este cel mai utilizat tip de proteză de genunchi;
o componenta modulară de polietilenă este fixată pe componenta tibială
o oferă mobilitate bună și rezisten ță în timp
 Proteză cu reazem mobil
o proiectate pentru persoanele tinere, active sau pentru persoanele supraponderale
o plăcu ța de polietilenă se poate roti asigurând câteva grade în plus de rota ție
mediană și laterală
o ligamentele din zona genunchiului trebuie să asigure un suport suplimentar fa ță
de protezele cu reazem fix
 Proteză cu pivot median

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
15
o imită cel m ai bine mi șcările naturale ale genunchiului
o prezintă cea mai bună stabilitate în timpul mersului
o este necesar o echilibrare corespunzătoare a ligamentelor
 Proteză care păstrează sau înlocuie ște ligamentul încruci șat posterior
o păstrarea ligamentului asigură stabilitate sporită
o înlocuirea ligamentului se face printr -un sistem de camă și bară care mimează
mișcarea normală și limitează rotirea femurului peste tibie

 Proteză unicompartimentată
o se utilizează atunci când nu este necesară înlocuirea totală a articula ției
o înlocuie ște articula ția doar medial sau lateral [4][5]
2.3. Sisteme de proteze
În func ție de tipul de afec țiune prezentă la pacient, precum gradul de artroză, deformări,
caracterul lax sau pierderi osoase, se utilizează diferite tipuri de proteze. Mul ți chiru rgi
sugerează u tilizarea protezelor care păstrează ligamentul încruci șat posterior pentru cazurile cu
deformări minime și protezele care înlocuiesc ligamentele în cazul deformărilor severe.
Producătorii din ziua de astăzi au dezvoltat p rotezele astfel încât chirurgul să se poată adapta
situa țiilor neprevăzute din timpul opera ției în care s -ar fi dorit păstrarea ligamentului dar nu s –
a reu șit.
Mulți alți factori sunt importan ți în design -ul și alegerea unei proteze inclusiv sistemul
de fi xare al protezei, manevrabilitatea articula ției patelo -femurale, modularitatea dar și
problemele aferente polietilenei. Este responsabilitatea chirurgului să în țeleagă indica țiile,
contraindica țiile, rezultatul func țional a șteptat dar și longevitatea fiecă rui tip de proteză și
fiecărei proteze în parte. Studiile efectuate pe termen lung vor continua să îmbunătă țească
decizia de a alege proteza utilizată în func ție de nevoile fiecărui pacient în parte. [4][5]
2.4. Limitările polietilenei
Polietilena de înaltă densitate utilizată în suprafe țele articulare este o componentă
importantă în artroplastia totală de genunchi. Uzura catastrofală duce la e șecul prematur al
protezei și chiar osteoliză cu toate că este mai rar întâlnită la protezele totale de genunchi
comparativ cu protezele totale de șold. Studii asupra polietilenei au dezvăluit informa ții despre
varia ția caracteristicilor de uzură în func ție de procesele de fabrica ție și sterilizare, precum și
limitările acesteia în artroplastiile totale de genunchi.

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
16
Din cauza complexită ții articula ției de genunchi cuplate cu neconformitatea protezei cu
condilii femurali apar zone de tensiune foarte mari în componenta de polietilenă. Aceste zone
sunt predispuse uzurii avansate; ca urmare design -ul a fost adaptat să con țină concavită ți în
dreptul condililor în vederea distribuirii tensiunii pe o suprafa ță cât mai mare.
Utilizarea unei plăcu țe prea sub țiri de polietilenă a fost de asemenea corelată cu uzură
prematură. În urma studiilor se recomandă o grosime de minim 8 mm pe ntru a evita tensiuni de
contact prea mari care apar la plăcu țele sub țiri.
O altă cauză a uzurii premature este varia ția calită ții polietilenei. Una din cauzele
principale ale exfolierii s -au descoperit a fi defectele granulare din material. Există dezbateri în
legătură cu metoda optimă de prelucrare a polietilenei. [3][4]
2.5. Sistem de fixare
Fixarea protezelor totale de genunchi cu polimetil metacrilat (PMMA) au demonstrat
constant durabilitate pe termen lung. Sistemele de fixare fără cimentare au fost, în general, mai
puțin de încredere. În cazul sistemelor fără cimentare s -a descoperit că osteogeneza avea loc în
principal în jurul șuruburilor de fixare.
Clinic, sistemele de artroplastie totală de genunchi fără cimentare, ignorând al ți factori,
avea o rată de supravie țuire de 72% după 10 ani, comparativ cu 94% la sistemele cimentate. De
asemenea a mai fost observată o rată de 8% pentru revizii după doi ani la sistemele necimentate
comparativ cu niciuna la cele cimentate. Osteoliza a fost mult mai des declarată în cazul
sistemelor fără cimentare, precum și o slăbire a componentei tibiale. [3][4]
2.6. Indica ții și contraindica ții ale protezei totale de genunchi
Tabel 2. 1. Indica ții și contraindica ții ale protezei totale de genunchi [6]
Indica ții Contraindica ții
Dureri cauzate de artrită Septicemii recente sau curente în genunchi
Epuizarea metodelor neinvazive de tratament Prezen ța unei surse curente de infec ție în
corp
Persoane în vârstă, sedentare Discontinuitatea sau disfunc ția severă a
mecanismului de extensie

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
17
Persoane tinere care suferă de artrită
sistemică cu afec țiune pe mai multe
articula ții Prezen ța unei artrodeze fără durere, cu
funcționalitate bună
Osteonecroza condililor femurali Afec țiuni care alterează capacitatea
pacientului de a fi anesteziat
Dureri acute cauzate de gută Artrita șoldului ipsilateral are prioritate
Deformări foarte mari ale articula ției Boală aterosclerotică în piciorul respectiv
2.7. Complica ții
Tromboembolism. Una dintre cele mai nedorite complica ții este apari ția unei tromboze
venoase adânci care poate genera un embolism pulmonar care amenin ță supravie țuirea
pacientului. Factori care au fost corela ți cu tromboze venoase sunt: vârsta peste 40 de ani,
medica ția cu estrogen, accidentele vasculare cerebrale, sindrom nefrotic, cancer, imobilizare
prelungita, istoric de tromboembolism, boala inflamatorie a tubului digestiv, obezitate, vene
varicoase, fumatul, hipertensiune, insuficien ță cardiacă congestivă, diabet și infarctul
miocardic. În absen ța me dicației post -operatorii rata apari ției trombozei venoase este cuprinsă
între 40 -84%
Infec ția. Infec ția este una din cele mai îngrozitoare afecțiuni ce pot apărea în urma ATG
cu o frecven ță de 2 -3%. Conform statisticilor, 1,5% din pacien ți dezvoltă o infe cție periimplant
în primii doi ani după opera ție. Factori pre -operativi asocia ți cu un risc crescut de infec ție sunt:
artrita reumatoidă (în special la bărba ții seropozitivi), ulcera ții ale pielii, opera ții la genunchi
din trecut, obezitate, infec ția tract ului urinar, utilizarea steroizilor, diabet, alimenta ție proasta,
psoriasis, insuficien ță renală, malignitate. Prevenirea infec țiilor începe în sala de opera ții prin
minimizarea numărului de persoane prezente în timpul opera ției, îngrijirea corespunzătoare a
rănii pentru a reduce contaminarea bacterienă.

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
18

Fig 2.2. Necroză cauzată de o infec ție în urma unei artroplastii totale de genunchi

Complica ții patelo -femurale. Aceste includ instabilitate patelo -femurală, fractură
patelară, e șecul componentei patelare, slăbirea componentei patelare sau ruptura mecanismului
extensor. Îmbunătă țirile design -ului și tehnicile chirurgicale moderne au scăzut frecven ța
acestor complica ții, dar ele tot apar. Cu toate acestea, rămân probleme dificile și este indicată
prevenirea lor prin aten ție sporită la detalii.
Complica ții neurovasculare.
Compromiterea unei artere în urma ATG este rară, dar devastatoare. Apare la 0,03 -0,2% din
pacien ți cu 25% dintre acestea rezultând în amputare. Sistemul circulator din membrul respectiv
trebuie investigat amănun țit la fiecare pacient înainte de opera ție.
Pareza nervului peronier este singura pareză mai des întâlnită în urma ATG cu o prevalen ță de
1-2%. Există posibilitatea unei inciden țe reală mai mare, dar parezele slabe î și pot reveni
spontan și nu sunt raportate. Parezele sunt mai comune la pacien ții cu artrită reumatoidă. Factori
de risc sunt anestezia epidurală post -operatorie, aplicarea garoului pe o durată de timp mai mare
de 90 de minute sau deformitatea valgului.
Fract uri periimplant. Fracturi supracondiliare ale femurului apar rar în urma ATG (0,3 –
2%). Factorii de risc ridicat cuprind crestarea femurului anterior, osteoporoza, consumul de
steroizi, artroplastii de revizie, afec țiuni neurologice și apare cu precădere la persoanele de sex
feminin. Din acest tip de fractură, 30% sunt asociate cu crestarea femurului. [7]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
19
2.8. Evaluare preoperatorie
Cel mai important aspect care trebuie luat în considerare la evaluarea preperatorie este
dacă este sau nu imperios necesară artroplastia totală de genunchi (în raport cu indica țiile și
contraindica țiile). Setul de radiografii preoperatorii trebuie să includă o vedere antero –
posterioară, o vedere laterală și o vedere superioară a patelei. O radiografie în vedere antero –
posterioa ră a întregului membru realizată cu pacientul stând în picioare poate ajuta în
determinarea axelor mecanice ale membrului, în special în cazul deformărilor apărute în urma
traumatismelor sau în urma unor proceduri chirurgicale anterioare.
Acest tip de ra diografie este benefică în determinarea unei posibile arcuiri a tibiei, fapt
care stabile ște nevoia unei tije centromedulare pentru reglarea formei. Există șabloane utilizate
pentru anticiparea dimensiunilor aproximative ale componentei necesare și a defec telor osoase
care necesită tratament intraoperator.
Evaluarea medicală preoperatorie a pacien ților considera ți pentru artroplastia totală de
genunchi trebuie să fie foarte bine detaliată și eficientă în vederea prevenirii poten țialelor
complica ții ce pot amenin ța membrul sau chiar via ța pacientului. Deoarece majoritatea
pacien ților care suferă acest tip de opera ție sunt persoanele în vârstă, factorul bolilor patologice
trebuie luat în calcul. Pacien ții care prezintă factori multiplii de risc medical au nec esitat
spitalizări de lungă durată. De -a lungul timpului s -au observat costuri mai mari de spitalizare și
opera ții mai lungi la pacien ții fumători.
Este necesar ca pacien ții să prezinte rezerve cardiopulmonare suficiente pentru
anestezia generală sau epi durală și să poată suporta pierderea a 1000 -1500 ml de sânge în
perioada perioperativă. Este recomandată înregistrarea unei electrocardiograme înainte de
opera ție. Pacien ții care suferă de afec țiuni cardiovasculare sau pulmonare sunt evalua ți de cadre
medicale specializate. De asemenea se evaluează căile vasculare care alimentează membrul
supus opera ției. Dacă vasculariza ția este îndoielnică se fac studii arteriale non -invazive, și
consulta ții pentru opera ții chirugicale vasculare pot fi necesare.
Anal izele de laborator preoperatorii trebuie să includă hemogramă completă, ionogramă
(electroli ți) și un sumar de urină. De preferat aceste analize trebuiesc făcute cu câteva zile
înainte de opera ție pentru a permite luarea de măsuri pentru a corecta eventual ele anomalii.
Utilizarea radiografiile toracale ca metodă de analiză nu este eficientă din punct de vedere al
costurilor, dar este indicată pentru pacien ții care au istoric de boli cardiopulmonare. În mod
similar, evaluările de coagulare se utilizează doar în cazul pacien ților predispu și la sângerare
sau cu coagulopatii. Pacien ții care folosesc medica ție anticoagulantă trebuiesc trata ți cu grijă
pentru a limita pierderile de sânge din perioada perioperativă.

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
20
Chirurgii ortopezi solicită aprobarea medicului de familie, dar ace știa trebuie să ia în
calcul mul ți factori care cresc rata morbidită ții în urma artroplastiilor articulare pe care medicul
de familie îi poate considera neimportan ți, precum:
 Nutri ție neadecvată determinată de nivele joase de albumină
 Număr de limfocite sub 1200 celule/ml
 Pacien ții cu diabet trebuie să aibă glucoza bine reglementată
 Opritul fumatului este încurajat pentru a scădea morbiditat ea
2.9. Anestezia
Alegerea dintre anestezia locală și anestezia generală este un proces complicat din cauza
diverselor condi ții medicale. Anestezistul este cel responsabil cu această alegere, după sfătuirea
cu chirurgul . Răspunsurile cardiovasculare apărute în urma celor două tipuri de anestezie nu au
fost diferite semnificativ și mortalitate a perioperativă la pacien ții cu fracturi de șold este
similară în ambele cazuri. Func țiile cognitive postoperatorii au fost demonstrate a fi similare
după perioada postoperatorie ini țială.
Efectele anesteziei locale și anesteziei generale asupra complica țiilor tromboemboliilor
sunt supuse controversei. Unele studii sus țin că anestezia locală este mai pu țin agresivă, alte
studii arată că nu este nici o diferen ță. Posibile avantaje ale anesteziei locale includ
vasodilata ție în extremită țile inferioare, rezu ltând într -un flux sangvin sporit, hemodilatare și
viscozitate sangvină redusă. A fost postulat și un efect fibrinolitic al anesteziei locale, dar acesta
nu a fost confirmat de markerii sangvini pentru fibrinoliz ă și trombogeneză ob ținuți în timpul
opera ției.

2.10. Management postoperator
Terapia fizică și reabilitarea postoperatorie influen țează semnificativ rezultatul
artroplastiilor totale de genunchi. Ini țial se utilizează o fa șă compresivă pentru a reduce
sângerările postoperatorii și un imobilizat or poate fi indicat până la recuperarea puterii
muschiului cvadriceps pentru a fi adecvată stabilită ții necesare în timpul mersului.
Exerci ții de mobilitate sunt necesare postoperator, cu sau fără asisten ța unui aparat de
mișcări pasive continue. Mi șcarea pasivă continuă a demonstrat în mai multe cazuri că ajută la
obținerea flexiei într -un timp mai scurt și de asemenea reduce timpul spitalizării.
Extensia pasivă a genunchiului este încurajată prin pozi ționarea piciorului pacientului
pe o pernă pe timpul șederii în pat. Bălăbănirea piciorului pe marginea patului promovează
flexia genunchiului. Pacien ții sunt instrui ți într -un program de exerci ții pentru acasă. Mul ți

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
21
chirurgi practică instruirea preoperato rie a pacientului, cu ajutorul unui terapeut, din cauza
efectelor pe care analgezicele și durerea postoperatorie îl pot avea asupra capacită ții de
înțelegere a pacientului. Suplimentar exerci țiilor de mobilitate, protocolul pentru reabilitarea
postoperatorie include întărirea musculaturii membrelor inferioare (în special mu șchiul
cvadriceps), antrenarea mersului – cu adăugarea de greută ți pe cât este permis de reconstruc ția
genunchiului individului. De asemenea se recomandă instruirea în efectua rea de activită ți
zilnice.
Păstrarea ligamentelor încruci șate împreună cu limitarea disec țiilor intraoperatorii
permit pacien ților care au suferit artroplastii patelofemurale sau cu proteze compartimentate o
spitaliza re mai scurt ă și reabilitare mai rapid ă.[8]

2.11. Informa ții despre pacient

Pacientul a fost transportat la spital cu ajutorul ambulan ței aeriene . Acesta a părăsit zona
amenajată pentru practicarea sportului de iarnă – schi. În urma căzăturii pacientul a suferit
fracturi multiple ale femurului distal stâng precum și un traumatism al articula ției humerale.

Tabel 2. 2. Informa ții generale despre pacient
Sex Masculin
Vârstă 52 Ani
Greutate 140 Kg

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
22

Fig. 2.3. Imagine CT a fracturii în plan sagital

Fig. 2.4. Imagine CT a fracturii în plan axial

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
23

CAPITOLUL III. Materiale
3.1. Introducere
Protezele totale de genunchi din ziua de azi sunt modulare, fiind alcătuite din 3 sau 4
componente:
 Componenta femurală – alcătuită dintr -un material metalic
 Componenta tibială – alcătuită din acela și material metalic
 Înlocuitorul meniscului – plăcu ță de polietilenă
 Componentă patelară – un disc de polietilenă

3.2 Titanul
Titanul, simbol Ti, este elementul chimic cu numărul atomic 22. Acesta se află în grupa
a 4-a, perioada 4. Acesta face parte din metalele de tranzi ție și este utilizat datorită proprietă ților
superioare pe care le prezintă, cele mai de seama fiind densitatea mică, duritatea bună și
rezisten ța la coroziune. Titanul în sine ar coroda puternic în mediul ambiant, dar acest fenomen
nu se produce datorită formării stratului protector de TiO 2 pe suprafa ța sa. Pelicula ce se
formează la suprafa ța materialului este cea care conferă materialului rezisten ța la coroziune,
putând fi îmbun ătățită prin alierea cu Crom, Molibden, Paladiu, Mangan, Tantal, etc. Titanul
este utilizat cu mare succes în domeniul aerospa țial, militar, chimic dar și în domeniul medical
– proteze și implanturi ortopedice sau dentare.
Titanul este printre cele mai r ăspândite elemente care se găsesc în scoar ța terestră. A
fost descoperit în 1791 sub formă de dioxid de titan, fiind extras ulterior cu ajutorul unei nitruri.
Cu toate acestea, pulberea ob ținută prezenta o puritate redusă și a fost nevoie de aproape un
secol pentru a ob ține titanul de puritate mare. Doar 5% din produc ția anuală se folose ște la
obținerea sub formă de metal din cauza durită ții și fragilită ții prezentate. Con ținutul de elemente
intersti țiale precum carbonul și azotul, dar și de oxigen influen țează puternic proprietă țile de
exploatare ale materialului.
Titanul și aliajele sale au început să prezinte interes științific după ce s -a obținut o
modalitate optimizată de ob ținere în 1940. După această perioadă a fost di stribuită la scară
industrială metoda reducerii tetraclorurii în vid sau în atmosferă neutră. Prin această metodă se
obține buretele de titan care poate fi aliat cu alte metale în cuptoare cu vid. [9][10]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
24

Tabel 3.1. Proprietă ți fizice și mecanice ale titanului
Proprietate Valoare
Densitate,  [g/cm3] 4,54
Punct de topire, [°C] 1730
Duritate [HV] 400-430
Coefic ientul de dilatare termică, α[ grd-1] 8,2/106
Modul de elasticitate Young, E[GPa] 112+/ -7

Titanul este un element cu densitate mică (aproximativ 60% din densitatea fierului și
jumătate din densitatea cobaltului) care poate fi îmbunătă țit considerabil prin aliere și deformare
plastică. Titanul pur suferă o transformare alotropică la aproximativ 885 °C, trecând de la o
structură hexagonal compact (fază al fa) la o structură cubică cu baze centrate (fază beta). În
funcție de microstructura prezentată în urma procesării, aliajele de titan sunt clasificate în :
 Aliaje al fa
 Aliaje aproape -alfa
 Aliaje alfa-beta
 Aliaje beta
Modulul de elasticitate al titanului și aliajelor sale are o valoare egală cu aproape
jumătate din cea a o țelurilor inoxidabile sau aliajelor cobalt -molibden. În compara ție cu
oțelurile inoxidabile și aliajele cobalt -crom, titanul are o tenacitate superioară, dar prezintă
proprietă ți tribologice inferioare. Utilizarea aliajelor de titan ca biomateriale este în cre ștere
datorită modului de elasticitate scăzut, biocompatibilită ții și rezisten ței la coroziune ridicate,
față de o țeluri și aliaje cobalt -crom. Aceste proprietă ți au determinat introducerea timpurie pe
piață a titanului pur (CP -Ti – commercial pure titanium) și a aliajului ap fa+beta Ti6Al4V,
precum și recenta dezvoltare a aliajelor beta metastabile. [11]
În compara ție cu o țelurile inoxidabile și aliajele pe bază de cobalt care se aliază pentru
a îmbunătă ții rezisten ța la coroziune, scopul principal al alierii titanului este sporirea
proprietă ților mecanice, deoarece matricea titanului are o foarte bună rezisten ță la coroziun e

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
25
naturală. Temperatura de transformare dintre fazele al fa și beta sunt influen țate sensibil de
elementele de aliere, elemente clasificate – alfa-gene și beta -gene – în func ție de efectul pe care
il au asupra temperaturii de transformare.
Aliajele de tita n prezintă o biocompatibilitate excelentă datorată, în principal, rezisten ței
foarte bune la coroziune. Testele in vitro au determinat o mutagenicitate nesemnificativă ,
aliajele de titan fiind declarate sigure pentru implantarea la oameni și animale. Cu toate acestea,
au fost cazuri în care aliajul de primă genera ție Ti6Al4V a declan șat reac ții alergice în corpul
uman. A doua genera ție de implante de titan (aliaje beta) a fost dezvoltată și investigată cu mare
interes. Elementele beta -gene precum molibden , tantal sau zirconiu au fost folosite ca elemente
de aliere. Acestea sunt considerate mai sigure decât vanadiu și aluminiu. Până acum nu există
date clinice pe termen lung referitoare la biocompatibilitatea aliajelor de titan beta.
Proprietă țile material ului la oboseală nu sunt influen țate numai de microstructura
(mărime de grăunte, ra ția fazelor a lfa și beta, dimensiunea particulei fazei secundare, formă)
materialului, dar și de condi țiile extrem de sensibile ale suprafe ței în timpul func ționării.
Datori tă acestui factor, suprafa ța de testare la oboseală este fie netedă, fie crestată. Rezisten ța
la oboseală a aliajelor al fa-beta și aliajelor beta de titan sunt reduse cu aproximativ 40% în cazul
suprafe ței crestate. [9][10][11]
Ti6Al4V este cel mai utilizat aliaj de titan cu structură bifazică (α+β) . Este utilizat în
formă turnată, forjată sau sinterizată. În aplica țiile medicale este utilizat ca material forjat
datorită caracteristicilor favorabile precum: rezisten ța la solicitare, rezisten ța la co roziune,
densitate mică și biocompatibilitate. [10]
Recent s -a dezvoltat un interes pentru printarea tridimensională a acestui material pentru
aplica ții în domeniul medical. În urma sinterizării materialul prezintă o formă poroasă, care
facilitează cre șterea și dezvoltarea osoasă și de asemenea îmbunătă țește interfa ța os-material
datorită rigidită ții scăzute comparativ cu aliajul ob ținut tradi țional. De asemenea, utilizarea
aliajului ob ținut sub această formă reduce fenomenul de „stress -shielding ”, minimizând în acest
fel retragerea osoasă în lipsa tensiunilor. Vindecarea osoasă se produce într -un ritm accelerat la
interfa ța cu un implant poros fa ță de interfa ța cu un implant solid. [12][13]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
26
Tabel 3.2. Compozi ția aliajului Ti6Al4V [11]
Al V Fe O2 N2 C H2 Ti
5,5-6,75 3,5-4,5 Max. 0,3 Max 0,2 Max.
0,05 Max.
0,08 Max.
0,015 rest

Tabel 3.3. Proprietă ți fizice și mecanice ale Ti6Al4V [11]
Densitate
(g/cm3 ) Modului lui
Young
(GPa) Coeficientul
lui Poisson Modul de
forfecare
(GPa) Limita de
curgere
(MPa) Limita de
rupere
(MPa)
4,43 110 0,34 44 860 930

Simulările făcute asupra articula ției șoldului au dezvălui o uzură a polietilenei de înaltă
densitate cu 35% mai mari decât în cazul aliajelor cobalt -crom -molibden. Această rată avansată
de uzură a fost asociată cu instabilitatea mecanică a stratului de oxid metalic. S -a ajuns la
concluzia că stratul pasivat de oxid al suprafe ței poate fi distrus prin aplicarea tensiunilor
mecanice externe. Por țiunile degradate nu se repară imediat, rezultând în pier deri adi ționale
localizate de material. Acest lucru cre ște rugozitatea suprafe ței, care la rândul ei cre ște rata de
uzură a polietilenei. Distrugerea stratului de oxid produce resturi de oxid dur care ac ționează ca
un al treilea element abraziv, rezultând în pagube și mai mari ale suprafe ței. De aceea titanul
nu se utilizează în articula ții cu alt material, dar este utilizat pe post de componentă
modulară. [11][13]

3.3. Polietilena
Componenta tibială este modulară și ca urmare este alcătuită dintr -o componentă
metalică și o componentă din polietilenă. Motivul pentru care se utilizează polietilena este
datorită rezisten ței la uzură și rezisten ței la degradare în timpul fric țiunii cu componenta
femurală care este alcăt uită din metal.
Uzual, cel mai des se folose ște polietilena de înaltă densitate moleculară (UHMWPE –
ultra high molecular weight polyethylene). Suprafa ța acesteia se poate modifica pentru a
îmbunătă ți proprietă țile de rezisten ță sau pentru a elibera cont rolat un medicament în urma
implantării. Suprafa ța materialului poate fi ranforsată cu nanoumpluturi de carbon și ulei de

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
27
parafină sau in situ cu precipita ții de acid hialuronic. De asemenea se mai utilizează si
polietilena cross -link-ată. [9][14]
Tabel 3. 4. Proprietă țile polietilenei de înaltă densitate moleculară [9]
Masa
moleculară
[106 g/mol] Modul de
elasticitate
[GPa] Temperatura
de topire (°C) Rezisten ța la
tracțiune
[Mpa] Alungirea [%]
3,5 – 7,5 0,5 – 0,8 132 – 138 21 – 28 350 – 525

3.4. O țeluri inoxidabile
Primul o țel inoxidabil folosit ca material pentru realizarea unui implant a fost 18 -8 (302
AISI), care are o rezisten ță mai bună decât o țelul pe bază de vanadiu și mult mai rezistent la
coroziune. O țelul pe bază de vanadiu nu mai este folosit în implanturi deoarece rezisten ța la
coroziune nu mai corespunde cu standardele actuale. Acest lucru a determinat orientarea spre
oțelul inoxidabil Mo 18 -8, care con ține molibden pentru a îmbunătă ți rezisten ța la coroziune în
apă salină. Acest aliaj a primit de numirea de o țel inoxidabil 316 (AISI). Pentru a îmbunătă ți
rezisten ța la coroziune în cloruri în anii 1950, cantitatea de carbon din tipul 316 a fost redusă
de la 0,08% la 0,03%. Acest aliaj a fost denumit o țel inoxidabil 316L – L de la low carbo n
(datorită con ținutului redus de carbon). [9][10]
Oțelurile inoxidabile austenitice, cu precădere 316 și 316L, sunt cel mai des folosite în
implanturi. Durificarea acestora se produce prin precipitare la răcire și nu prin tratament termic.
Acest grup de o țeluri inoxidabile nu prezintă proprietă ți magnetice, un factor având în vedere
complica țiile care pot apărea în via ța de zi cu zi din cauza unei componente în corp care
reacționează la câmpuri magnetice. Alierea cu molibden cre ște rezisten ța la coroziune î n apă
sărată. ASTM (American Society of Testing Materials – Societatea americană de testare a
materialelor) recomandă tipul 316L, și nu 316 în realizarea implanturilor. [10][15]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
28
Tabel 3.5. Compozi ția chimică a o țelurilor inoxidabile [9]

Element
Compozi ția chimică a o țelurilor inoxidabile
316 316L 10TiMoNiCr177 2MoNiCr175
Carbon ≤0,08 ≤0,03 ≤0,08 ≤0,03
Mangan ≤2 ≤2 ≤2 ≤2
Fosfor ≤0,03 ≤0,03 ≤0,035 –
Sulf ≤0,03 ≤0,03 ≤0,03 ≤0,0025
Siliciu ≤0,75 ≤0,75 ≤1 ≤1
Crom 17-20 17-20 16,5-18,5 17-19
Nichel 12-14 12-14 10,5-13,5 12,5-15
Molibden 2-4 2-4 2-2,5 2,5-3
Titan – – 0,4-0,8 –
Proprietă țile o țelurilor 316 și 316L (AISI) pot fi variate pentru a îndeplini cerin țele
necesare în utilizare. Se pot ob ține materiale mai moi, sau mai dure și rezistente prin
modificarea proceselor de încălzire și/sau răcire. Este indicată o aten ție sporită atunci când se
alege acest tip de material destinat implanturilor, deoarece în anumite condi ții de presiune și
lipsă de oxigen poate apărea coroziunea mult mai repede decât anticipat. De aceea se recomandă
acest tip de aliaje numai pentru confec ționarea unor piese temporare de tip șurub sau tijă.
Oțelurile inoxidabile austenitice se prelucrează mecanic la rece (deformare plastică la
rece, a șchiere) numai în urma unui tratament termic, din cauza fenomenului de durificare.
Prelucrările la cald nu ar trebui să faciliteze formarea carburii de crom (CCr4), carbură care
predispune materialul la coroziune .[15][16]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
29
Tabel 3.6. Proprietă țile mecanice ale o țelurilor inoxidabile folosite în implanturile chirurgicale [9]
Condi ții de
prelucrare Rezisten ța la
rupere, min,
presiunea
(MPa) Limita de
curgere (0,2%
echilibru), min,
presiunea
(MPa) Alungirea 2
inch (50,8 mm),
min [%] Duritatea
Rockwell, max.
[HRB]
316
Normalizat 75000 (515) 30000 (205) 40 95
Finisat la rece 90000 (620) 45000 (310) 35 –
Durificat la
rece 125000 (860) 100000 (690) 12 300-350
316L
Normalizat 73000 (505) 28000 (195) 40 95
Finisat la rece 88000 (605) 43000 (295) 35 –
Durificat la
rece 125000 (860) 100000 (690) 12 –
Pentru a evita neplăcerile ce pot apărea în timpul prelucrării la cald se men ține
temperatura constantă. De asemenea, în timpul prelucrării la cald pot apărea straturi de oxizi
care trebuiesc îndepărtate , chimic – cu acizi sau mecanic – prin sablare. Suprafa ța materialului
este apoi finisată, cură țată, degresată și pasivată cu acid azotic conform standardului (ASTM
F86). Urmează împachetarea și sterilizarea precedate de o spălare și cură țare. Curent, o țelurile
inoxidabile austenitice sunt din ce în ce mai pu țin utilizare din cauza produ șilor de coroziune

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
30
elibera ți în corp sub formă de ioni nemetalici de Ni2+, Cr3+, Cr6+. Ace știa distrug în timp
materialul și duc la apari ția infec țiilor și necrozarea țesuturilor din organism .[15][16]
3.5. Aliaje Cobalt -Crom
Aliajele pe bază de cobalt au fost folosite pentru prima oară pentru aplica ții medicale în
anii 1930. Un aliaj Co -Cr-Mo (65% cobalt, 30% crom, 5% molibden) a fost utilizat în stare
turnată pentru aliaje dentare, ulterior fiind adaptat pentru aplica ții ortopedice. Rezisten ța la
coroziune a aliajelor Co -Cr este superioară o țelurilor inoxidabile cu cel pu țin un ordin de
mărime și prezintă și proprietă ți mecanice excelente. Prin modificarea acestui aliaj au apărut
mai multe al iaje cu aplica ții în domeniul medical prezentate în T abelul 3.7.[10][11]
Tabel 3.7. Aliaje Co -Cr utilizate în implanturi [11]
Denumirea ASTM Compozi ție Prelucrare Aplica ție medicală
F75-98 Co-28Cr -6Mo Turnat Implant permanent
F90-97 Co-20Cr -15W -10Ni Deformat plastic Implant temporar
F562 -95 Co-35Ni -20Cr -10Mo Deformat plastic Implant permanent
F563 -95 Co-Ni-Cr-Mo-W-Fe Deformat plastic Implant temporar
F799 -99 Co-28Cr -6Mo Forjat Implant temporar
F961 -96 Co-35Ni -20Cr -10Mo Forjat Implant permanent
F1058 -97 Co-Cr-Ni-Mo-Fe Deformat plastic Implant permanent
F1537 -94 Co-28Cr -6Mo Deformat plastic Implant permanent

Aliajele Co -Cr au rezisten ța la coroziune superioară o țelurilor inoxidabile, demonstrând
performan ță excelentă în mediile bogate în clor, fapt datorat compozi ției chimice. Con ținutul
ridicat de crom duce la formarea spontană a unui strat de oxid pasiv (Cr 2O3) atunci când se află
în corpul uman.

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
31

Tabel 3.8. Rolul elementelor de aliere în aliajele Co -Cr[11]
Element Rol în rezisten ța la
coroziune Rol în
microstructură Rol asupra
proprietă ților
mecanice

Cr
Strat pasiv de Cr 2O3
Formează Cr 23C6
Crește rezisten ța la
uzură

Mo
Crește rezisten ța
Rafinează mărimea
de grăunte
Întăreste
(strengthens)
soluția solidă

Ni
Crește rezisten ța
– Întăreste
(strengthens)
soluția solidă
Îmbunătă țește
turnabilitatea

C
–
Formează Cr 23C6 Crește rezisten ța la
uzură
Îmbunătă țește
turnabilitatea

W
Scade rezisten ța la
coroziune (Reduce shrinkage
cavity, gas blow hole
and grain boundary
segregation) Întăreste
(strengthens)
soluția solidă
Scade rezisten ța la
coroziune în timp

Pe scurt, rolul Cr, Mo, Ni este de a cre ște rezisten ța la coroziune, asemănător cu rolul la
în oțeluri. Wolframul este adăugat pentru întărirea solu ției solide și pentru a controla distribu ția
și dimensiunea carburilor, dar acesta reduce rezisten ța la coroziune. De aceea aliajele care îl

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
32
conțin sunt folosite numai la implanturi de scurtă durată precum plăcu țe și fire, atât din cauza
rezisten ței la coroziune nesati sfăcătoare dar și cantită ților mari de Ni eliberate în organism.
Aliajele de cobalt au ini țial utilizate în stare turnată, ulterior fiind introduse cele
deformate plastic. Starea aliajului, turnat, deformat plastic sau forjat, are o influen ță
semnificati vă asupra proprietă ților mecanice și rezisten ței la coroziune. În general, aliajele
turnate sunt superioare aliajelor neturnate din punct de vedere al rezisten ței la uzură, rezisten ței
coroziunii pitting și rezisten ței coroziunii în crevasă, dar sunt infer ioare din punct de vedere al
rezisten ței la oboseală și rezisten ței la rupere (fracture toughness).
Prima utilizare a aliajelor pe bază de cobalt într -un implant de șold a fost în 1939, un
pic după o țelurile inoxidabile. Testele in vitro au arătat că aliajul Co -Cr-Mo este mult mai pu țin
toxic decât cobaltul sau nichelul pur , datorat rezisten ței excelente la coroziune. Succesul clinic
imens prezentat de cozile implantelor de șold alcătuite din aliajul Co -Cr-Mo din anii 1960 a
demonstrat ca aliajul este bine tolerat de organismul uman. Lagărele (bearings) dur pe dur au
fost modificate recent pentru a acomoda proprietă țile mecanice îmbunătă țite și noile tehnici de
pregătire a suprafe ței. Cu toate acestea, pacien ții cu implanturi Co -Cr-Mo cu s istem de lagăr
metal pe metal sunt predispu și la reziduuri cauzate de uzură. Aceste reziduuri eliberează
cobaltul și cromul în sânge prin intermediu lichidului sinovial, fiind eliminate ulterior prin
urină. Recent au crescut îngrijorările referitoare la ni velele ridicate de ioni de metal din ser, cu
posibile efecte teratogenice și efecte locale adverse. Cu toate aceste, patogeneza specifică
acestor incidente rămâne obscură.
În timp ce excelenta rezisten ță la coroziune a aliajelor Co -Cr se datorează, în sp ecial
alierii cu crom, proprietă țile mecanice superioare sunt o consecin ță a cristalografiei elementului
cobalt. Cu numărul atomic 27, cobaltul se află între fier și nichel în tabelul periodic.
Proprietă țile fizice al cobaltului sunt asemănătoare cu cele ale fierului și nichelului. Modulul de
elasticitate al cobaltului pur este aproximativ 210 GPa în tensiune și 180 în compresiune.
Rezisten țele superioare la uzură și oboseală sunt datorate structurilor hex agonal compact și
cubic cu fe țe centrate. Mecanismul de rigidizare este transformarea de fază par țială a solu ției
solide din matrice de la structura cubic cu fe țe centrate la hexagonal compact, ca răspuns la
deformarea plastică la rece. Prezen ța acestor do uă structuri împiedică alunecarea disloca țiilor
și conduce la o rigidizare pronun țată. Suplimentar, efectele de rigidizare ale solu ției solide pe
care le au cromul, wolframul și molibdenul, alături de formarea de carburi, toate contribuie la
excelenta rezi stență la oboseală a acestui sistem de aliaje. [15][17]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
33
Tabel 3.9. Proprietă ți mecanice ale aliajelor de cobalt [11]
Aliaj Modul de
elasticitate
(GPa) Limita de
rupere (MPa) Limita de
curgere (MPa) Alungire (%)
F75 – Turnat,
recopt 210 650-890 450-520 15
F799 – Forjat 210 1400 -1590 900-1030 28
F90 – Recopt 210 950-1220 450-650 –
F99 – 44%
deformat plastic
la rece 210 1900 1610 –
F562 –
deformat plastic
la rece,
îmbătrânit 230 1800 1500 8
F562 – forjat 230 1210 960-1000 –
F563 – Recopt 230 600 280 50
F563 –
deformat plastic
la rece 230 1000 -1310 830-1170 12-18
F563 –
deformat plastic
la rece,
îmbătrânit 230 1590 1310 –
F1058 pentru fir 230 1860 -2280 1240 -1450 –

Rezisten ța excelentă la uzură a aliajelor Co -Cr-Mo le recomandă ca material ideal
pentru protezele care înlocuiesc total o articula ție. Aproximativ 20% din protezele totale de șold
au coada și/sau lagărul metal -metal alcătuita din Co -Cr-Mo deformat plastic. În cazul protezelor
totale de genunchi și gleznă, acestea sunt alcătuite aproape exclusiv din Co -Cr-Mo cu
căptu șeală de polietilenă de înaltă densitate moleculară. [18][19]
Utilizarea aliajelor pe bază de cobalt în stare deformat plastic nu este încă comună
pentru fixarea fracturilor, probabil ca urmare a costurilor ridicate comparat iv cu o țelurile

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
34
inoxidabile. Actualmente se studiază posibilitatea fabricării unor stenturi coronare din aceste
aliaje. [20]
Aliajele Co -Cr-Mo au costuri ridicate , fapt care a limitat procentajul lor pe pia ța
medicală, comparativ cu o țelurile inoxidabile. Alte probleme asociate cu aceste aliaje sunt
toxicitatea metalului și efectele de stress -shielding. Aliajele de cobalt au modulul de elasticitate
(220-230 GPa) mult mai mare decât al osului cortical (20 -30 GPa) , rezultând intr -o distri buție
de energii inegală generată de undele de șoc transmise în timpul mersului. Interfa ța dintre osul
stress -shielded și implant se deteriorează pe măsură ce osul se slăbe ște, cu poten țial de
desprinderi și fracturi osoase, ale interfe ței sau ale implant ului. Combina ția dintre stress
shielding , reziduuri de uzură și mișcare la interfa ță este extrem de dăunătoare și de cele mai
multe ori duce la e șecul prematur al implantului. Mai sunt îngrijorări legate de element eliberate
în corp de aliajele pe bază de cobalt, deoarece nichelul, cromul și cobaltul sunt toxice. Acestea
pot cauza reac ții alergice sistemice în corpul gazdă, care pot la rândul lor să amplifice
inflama ția. [11][15][19]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
35

CAPITOLUL IV. Aplica ții. Parte practică.
4.1. MIMICS
4.1.1. Introducere
Mimics (Materialise’s Interactive Medical Image Control System) reprezintă un
software care este utilizat pentru procesarea imaginilor medicale și crearea modelelor 3D bazate
pe aceste imagini. Pentru a construi modele 3D, programul utilizează imagini me dicale 2D, în
secțiune transversală, cum ar fi cele obținute prin rezonanță magnetică nucleară (RMN), precum
și cele obținute prin tomografie computerizată (CT). Modelele 3D pot fi folosite pentru rapid
prototyping, simulări chirurgicale, CAD și analize inginerești avansate.
4.1.2. Generalită ți
În anul 1990 a luat naștere corporația Materialise prin intermediul Universită ții din
Leuven, Belgia. Activitatea pe care se baza inițial corporația a fost rapid prototyping. De -a
lungul timpului, Materialise a devenit unul dintre cei mai importanți producători mondiali de
prototipuri. De asemenea, aceștia au dobândit un renume mondial de furnizori de soluții
software inovatoare. Compania internaționa lă a devenit lider de piață pentru software CAD
digital și printare 3D. Alături de activitățile prezentate anterior, aceasta a influențat major
domeniul procesării imaginilor medicale și dentare și al simulărilor chirurgicale.
4.1.3. Istoria MIMICS
Materi alise au descoperit asemănările dintre modul de obținere al tomografiilor
computerizate (descompunerea felie cu felie a unui model 3D într -o stivă de imagini) și modul
de funcționare al rapid prototyping ( adiție strat cu strat). În anul 1992 Materialise au creat un
program care a permis conexiunea între modelele RP și informația imagistică. Programul a
primit denumirea de MIMICS.
4.1.4. Modelarea imaginilor
MIMICS utilizează imagini obținute în plan axial și calculează, pe baza acestor imagini,
celelalte două planuri (coronal și sagital). Acest procedeu asigură o reprezentare optimă a
modelelor 3D obținute prin interpretarea datelor 2D. Fișierele utilizate în RP folosesc formatul
STL. Acest format permite repreze ntarea cu cea mai mare acuratețe a suprafețelor complexe,
precum cele anatomice.

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
36
4.1.5. Explicarea formatului de fi șier STL
Formatul STL este utilizat pentru reprezentarea unei re țele de suprafa ță triangulate.
Structura simplă și capacitatea de a se adapt a la orice tip de contur recomandă acest format
pentru geometriile anatomice . Spre deosebire de fi șierele CAD sau IGES, formatul STL nu
prezintă restric ții parametrice. Reprezentarea STL poate fi observată în figura 4.1.

Fig. 4.1. Aspectul formatului STL[21]

4.1.6. Segmentarea
Scannerele CT și RMN produc imagini a căror informație este redată în tonuri de gri. O
valoare de gri este asociată unui pixel din imagine care definește o umbră (alb, gri sau negru).
Aceste nuanțe de gri sunt corelate în mod direct cu densitatea materialu lui ( de la alb -dens la
gri închis -mai puțin dens). MIMICS poate utiliza funcția thresholding în vederea segmentării
imaginilor în interval de tonuri de gri( interval bine delimitate și reprezentative câte unui tip de
material). Aceste segmentări pot fi pr evizualizate și modificate ulterior dacă rezultatul nu
prezintă interes.

Fig. 4.2. Editarea unui model MIMICS în 3D pentru a putea prelua doar capul femural [21]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
37
Acurate țea într -un model Mimics depinde de nivelul de detaliu al scanării.
4.1.7. Aplica țiile Mimics
MIMICS îndepline ște cu succes rolul pentru care a fost conceput, și anume de a crea o
legătură intre RP și imaginile medicale; acesta poate fi utilizat și în aplica ții precum:
 Simularea Chirurgicală (Surgical Simulation)
 Computer Aided Engineering (CAE)
 Rapid Prototyping (RP)
 Computer Aided Design (CAD).
Software -ul utilizează procedee diferite de procesare pentru fiecare domeniu în parte în
vederea asigurării unui flux optim imagine -model 3D -prototip. Prototipurile pot fi create cu
mașini de RP și imprimante 3D prin intermediul formatului STL. Acest format permite
reprezentarea ideală a geometriilor complexe precum cele din domeniul medical.
Indiferent de calitatea graficii 3D, creierul uman este optimizat pentru a lucra cu ceva
palpabi l, modelul fizic fiind întotdeauna superior modelului digital. În munca clinică
prototipurile s -au dovedit a fi foarte utile producătorilor de dispozitive medicale și inginerilor
proiectan ți, permi țând testarea formei, adaptabilită ții func ționalită ții și validării proiectului
specific fiecărui pacient.
4.1.8. CAE
Sistemele Computer Aided Engineering (CAE) permit inginerilor să efectueze teste
înainte de realizarea unui model fizic. Astfel de analize sunt: analiza cu element finit (FEA),
analiza cinematică și dinamica fluidelor asistată de calculator (computational fluid dynamics –
CFD). Acestea permit utilizarea datelor pacientului pentru testare fără o testare fizică care ar
putea produce inconveniente. De exemplu, în FEA, se pot calcula tensiunile și def orma țiile
rezultate în urma aplicării unei for țe pe o anumită componentă anatomică. Modelul este
discretizat într -o rețea de triunghiuri cu elemente variabile individual. Pentru un rezultat cât mai
precis, se utilizează triunghiuri echilaterale pentru desc rierea formei 3D. MIMICS permite
optimizarea formei triunghiurilor pentru exportul către software de analiză CAE. Pentru
reducerea timpului de calcul în programul CAE, trebuie mic șorat numărul de elemente din re țea
prin mărirea triunghiurilor; acest proces duce la limitarea numărului de noduri supuse
calculelor. Op țiunea de remesh reprezintă procedeul de optimizare complet.

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
38
4.1.9. CAD
Datele pacientului pot fi introduse direct în platforma CAD 3D prin intermediul
programului MIMICS pentru studiile de verificare, dimensionare și proiectare. Aplica țiile CAD
complexe necesită o prelucrare complicată și anevoioasă pentru a ob ține o suprafa ță descrisă
matematic (NURBS – Non-Uniform Rational B -Splines). Rezultatul acestui proces este o
suprafa ță necorespunzătoare unui implant precis și, de aceea, se lucrează în format STL.
Programul 3 -Matic, produs de Materialise, permite modificarea designulu i direct în format
STL.

4.1.10. Simularea chirurgicală
MIMICS reprezintă o punte de legătură între medici și ingineri. O opera ție chirurgicală
se poate efectua anterior intrării în sala de opera ție (operating room -OR) prin intermediul
funcțiilor de simu lare chirurgicală ale programului. Opera țiunile tipice OR – tăiere,
repozi ționare, mutare, redimensionare – pot fi efectuate în MIMICS cu ajutorul ghidurilor
chirurgicale importate. Dispozitivele și implanturile medicale pot fi a șezate similar situa ției
intraoperatorie. Inginerii și chirurgii pot anticipa cu grad ridicat de precizie modul de adaptare
și func ționare al implantului (a șa cum se poate observa în figura 4.3). [21]

Fig. 4.3. Simularea chirurgicală a inserării unui implant femural [21]

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
39
4.2. Autodesk INVENTOR
Autodesk Inventor este un software creat de compania Autodesk pentru design -ul și
modelarea solidelor mecanice 3D cu scopul de a permite utilizatorului să creeze prototipuri
digitale 3D. Este utilizat pentru design mecanic, comunicar e de design, unealtă de creare și
simulare de produs. Programul permite crearea de modele 3D cu acurate țe mare, care ajută în
design -ul, vizualizarea și simularea de produs, înainte de produc ție.
Inventor cuprinde simularea mi șcărilor integrate și analiza tensiunilor ansamblelor de
piese, unde utilizatorul poate introduce date cu privire la sarcină, direc ția acesteia, componente
dinamice, frecări, etc. pentru a permite o simulare cât mai apropiată de lumea reală. Aceste
unelte de simulare permit utilizatori lor care proiectează autoturisme sau componente
automobilistice, de exemplu, să optimizeze greutatea și rezisten țele unui produs, să identifice
zone cu tensiuni ridicate, identificarea și reducerea vibra țiilor nedorite sau chiar dimensiunile
motorului pent ru a reduce consumul total de energie.
Inventor permite analiza cu element finit (FEA – finite element analysis) pentru a valida
design -ul componentei prin teste de func ționare sub sarcină. Optimizarea tehnologiei și studiile
parametric ajută utilizatorul să stabilească parametrii zonelor sub tensiune și să compare
opțiunile de design. Ulterior, modelul 3D poate fi modificat ca să corespundă parametrilor
stabili ți.
Programul folose ște niște formate speciale pentru fi șierele sale, împărțite în:
o Piesă (IPT – Inventor part)
o Ansamblu de piese (IAM – Inventor assembly)
o Desen tehnic (DWG – drawing)
Inventor permite exportul pieselor sau ansamblelor create în diverse formaturi compatibile o
gamă largă de programe inginere ști disponibile pe pia ță.
4.3. Partea experimentală
Pacientul, în vârstă de 52 de ani, sex masculin, a fost dus de urgen ță la spital cu
ambulan ța aeriană, în urma unui accident la schi. Acesta a părăsit zona amenajată practicării
sportului , suferind multiple traumatisme în acest proces. Inves tigațiile CT au descoperit o
fractură multiplă a epifizei distale femurale și o fractură cu disloca ții a humerusului.
Imaginile ob ținute prin tomografie computerizată au fost introduse în programul
MIMICS pentru ob ținerea unui model 3D reprezentativ.

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
40

Fig. 4.4. Imagine de ansamblu a fracturii

Se poate observa ca pacientului i -a fost imobilizat piciorul cu un fixator extern. Acest
lucru a cauzat producerea unor distorsiuni în imagini, precum și apari ția unor artefacte nedorite.
Distorsiunile și artefactel e au redus calitatea imaginilor, fiind necesară o prelucrare anevoioasă
a acestora pentru o reprezentare cât mai exactă.

Fig. 4.5. Vedere anterioară a fracturii

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
41

Fig. 4.6. Vedere laterală a fracturii

Fig. 4.7. Vedere posterioară a fracturii

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
42

Fig. 4.8. Separarea elementelor articula ției

Separarea elementelor s -a executat cu ajutorul comenzii „split”. Această comandă
desparte masca în cele mai mari elemente separate pe care le detectează.
În urma unor discu ții cu un chirurg ortoped, s -a ajuns la concluzia că cea mai bună
soluție pentru pacient este artroplastia totală de genunchi. Alte solu ții nu sunt fezabile în acest
caz din cauza complexită ții fracturii și incertitudinii unei posibile salvări a osului.
Pasul următor presu pune pregătirea femurului și a tibie i pentru implantare. Oasele au
fost tăiate cu func ția „Cut orthogonal to screen ”, func ție care permite tăierea foarte
asemănătoare cu cea intraoperatorie realizată cu ajutorul blocurilor de tăiere.

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
43

Fig. 4.9. Aspectul femurului după pregătirea pentru proteză

Fig. 4.10. Aspectul tibiei după pregătirea pentru proteză

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
44
Următoarea etapă constă în proiectarea protezei. Deoarece proteza este personalizată,
sunt necesare măsuri specifice pacientului. În MIMICS s -au utilizat comenzile „Measure
Distance” și „Measure Angle” din meniul „Measurements”.

Fig 4.11. Măsurarea unghiurilor și lungimilor necesare

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
45
Proiectarea protezei personalizată s -a realizat cu ajutorul programului Autodesk
Inventor Professional 2017. Proteza totală de genunchi este alcătuită din 3 componente:
 Componenta femurală
 Componenta tibială
 Căptu șeala componentei tibiale
Componenta femurală
Primul pas a fost reprezentat de desenarea unei schi țe bazate pe forma componentei
femurale a implantului.

Fig. 4.12. Schi ța 2D a componentei femurale

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
46

Se extrudează schi ța pentru a ob ține un model 3D.

Fig 4.13 . Extrudarea schi ței 2D a componentei femurale
Urmează îndoirea piesei prin intermediul func ției „bend” pentru a corespunde cu forma
anatomică a femurului pregătit.

Fig. 4.14. Utilizarea func ției „bend”

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
47
După aducerea implantului la forma dorită, au fost crea ți doi pini de fixare, câte unul
pentru fiecare condil femural, cu ajutorul func ției „extrude”.

Fig. 4.15. Extrudarea pinilor de fixare
Următorul pas presupune rotunjirea tuturor muchiilor pentru a îndepărta posibili
concentratori de tensiune. Acest lucru se realizează cu func ția „fillet” .

Fig 4.16. Componenta femurală finală

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
48
Componenta tibială
Desenarea unei schi țe 2D de forma implantului dorit.

Fig. 4.17. Schi ța 2D a componentei tibiale
După desenarea schi ței urmează extrudarea acesteia pentru a ob ține modelul 3D solid.

Fig. 4.18. Extrudarea schi ței 2D a componentei tibiale

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
49
Urmează crearea unor sloturi de fixare pentru plăcu ța de polietilenă

Fig 4.19. Extrudarea sloturilor de fixare
Pasul următor constă în crearea unei tije centromedulare pentru fixarea în tibie. Datorită
faptului că tija prezintă un unghi fa ță de normală, s -a utilizat func ția „loft” pentru ob ținerea
tijei.

Fig. 4.20. Crearea tijei de fixare cu func ția „loft”

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
50
Asemănător cu ultimul pas de la componenta femurală, s -au rotunjit toate muchiile
implantului cu func ția „fillet”.

Fig. 4.21. Componenta tibială finală

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
51
Căptu șeala de polietilenă a componentei tibiale
Pașii de construc ție a componentei de polietilenă sunt similari cu cei de la componenta
tibială.

Fig. 4.22. Schi ța 2D a componentei de polietilenă

Fig. 4.23. Extrudarea componentei de polietilenă

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
52

Fig. 4.24. Extrudarea pinilor de fixare
Urmează decuparea plăcu ței de polietilenă după forma condililor femurali pentru a
permite o distribu ție uniformă și pe o suprafa ță cât mai mare.

Fig. 4.25. Determinarea unui plan de taiere pentru forma ideală

Pasul final reprezintă îndepărtarea concentratorilor de tensiuni prin rotunjirea tuturor
muchiilor.

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
53

Fig. 4.26. Plăcu ța de polietilenă finală
Componenta tibială și plăcută de polietilenă se introduc în modul „Assembly” al
software -ului Inventor și se utilizează func ția „constrain” pentru a le împreuna pe cele două.

Fig. 4.27. Asamblarea componentei tibiale cu plăcu ța de polietilenă

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
54
Piesele proiectate sunt exportate ca fi șiere STL și importate ulterior în MIMICS pentru
a putea verifica func ționalitatea și design -ul protezei. Pentru acest lucru vom folosi func ția
„reposition” din meniul MIMICS.

Fig. 4.28. Vedere laterală a implantului

Fig. 4.29. Vedere anterioară a implantului

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
55

Fig. 4.30. Vedere izometrică a implantului

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
56
BIBLIOGRAFIE
[1] R.D. Sinelnikov , Atlas of human anatomy, Volume I, The Science of Bones, Joints, Ligaments, and
Muscles, Editura Mir Publishers, 1988.
[2] Frank H. Netter, MD , Atlas de anatomie a Omului, ediția a 4 -a, Ed. Medicală Callisto, 2008.
[3] Li G, Zayontz S, Most E, et al , Cruciate -retaining and cruciate -substituting total knee arthroplasty:
an in vitro comparison of the ki nematics under muscle loads, J Arthroplasty 16:150, 2001.
[4] Bhan S, Malhotra R, Kiran EK, et al , A comparison of fixed -bearing and mobile -bearing total knee
arthroplasty at a minimum follow -up of 4.5 years, J Bone Joint Surg 87A:2290, 2005.
[5] Dennis DA , Komistek RD, Mahfouz MR , et al, A multicenter analysis of axial femorotibial rotation
after total knee arthroplasty, Clin Orthop Relat Res 428:180, 2004.
[6] Cohen RG, Forrest CJ, Benjamin JB , Safety and efficacy of bilateral total knee arthroplasty, J
Arthroplasty 12:497, 1997.
[7] Woods GW, Lionberger DR, Tullos HS , Failed total knee arthroplasty: revision and arthrodesis for
infection and noninfectious complications, Clin Orthop Relat Res 173:184, 1983.
[8] Browne JA, Cook C, Hofmann AA, Bolognesi MP , Postoperative morbidity and mortality following
total knee arthroplasty with computer navigation, Knee 17:152, 2010.
[9] Bulancea V : Materiale Metalice Avansate utilizate în medicină – Biomateriale
[10] D. Bunea, A. Nocivin , Materiale Biocompatibile, Editura BREN, 1998
[11] Qizhi Chen, George A. Thouas , Metallic implant biomaterials, Materials Science and Engineering
R 87, 2015, pp. 1 -57
[12] Furqan A. Shah, Anders Snis, Aleksandar Matic, Peter Thomsen, Anders Palmquist , 3D printed
Ti6Al4V implant surface promotes bone maturation and retains a higher density of less aged osteocytes
at the bone -implant interface, Acta Biomaterialia, Volume 30, 2016, pp. 357 -367.
[13] Sorin Mihai Croitoru, Adrian Pacioga, Stanca Comsa , Personalized hip implants manufacturing
and testing, Applied Surface Science, Volume 417, 2017, pp 256 -261
[14] Saverio Affatato, Nadia Freccero, Paola Taddei , The biomaterials challenge: A comparison of
polyethylene wear using a hip joint simulator, Journal of the Mechanical Behavior of Biomedical
Materials, Volume 53, 2016, pp. 40 -48.

PROTEZĂ TOTALĂ DE GENUNCHI PROIECTATĂ PERSONALIZAT
57
[15] J.R. Davies , Metallic materials, Handbook of Materials for Medical Devices, ASM International,
2003, pp. 21 -50.
[16] L.A. Pruitt, A.M. Chakravartula , Mechanics of biomate rials: Fundamental principles for implant
design, 2011.
[17] C. Valero Vidal, A. Igual Muñoz , Effect of thermal treatment and applied potential on the
electrochemical behaviour of CoCrMo biomedical alloy, Electrochimica Acta, Volume 54, Issue 6,
2009, pp. 1798 -1809.
[18] J.J. Ramsden, D.M. Allen, D.J. Stephenson, J.R. Alcock, G.N. Peggs, G. Fuller, G. Goch , The
Design and Manufacture of Biomedical Surfaces, CIRP Annals – Manufacturin Technology, Volume
56, Issue 2, 2007, pp. 687 -711.
[19] J.B. Brunski , et al, Classes of materials used in medicine, Biomaterials Science: An Introduction to
Materials in Medicine, 2004, pp. 37 -50
[20] Scot Garg, Patrick W. Serruys , Coronary Stents, Journal of the American College of Cardiology,
Volume 56, Issue 10, pp. s1 -s42
[21] ***, Materialise – Mimics SE, Mimics Student Edition Course Book
[22] Helm Clay, Simoes Angela , Autodesk 2014 Design and Creation Suites Give Flexibility to Innovate.
San Francisco: Autodesk Inc.