Specializarea inginerie medicală [301562]

Universitatea POLITEHNICA DIN BUCUREȘTI

Facultatea ȘTIINȚA ȘI INGINERIA MATERIALELOR

Specializarea inginerie medicală

lUCRARE DE LICENȚĂ

dumitrescu CORNELIA

Studii și cercetări privind aliajele de titan cu modul de elasticitate scăzut

Coordonator Științific:

Prof.dr.ing. [anonimizat] 2014

Capitolul 1

[anonimizat] 22. [anonimizat] 0,6% din scoarța terestră.[1] [anonimizat], cu densitate scăzută (în jur de 4,5 g/cm3), care suferă o transformare polimorfică la 885 grade C [anonimizat]: [anonimizat], rezistență la uzură/frecare, [anonimizat], biocompatibilitate și rezistență specifică mare.

[anonimizat], [anonimizat]-magnetic, [anonimizat]. Manipularea titanului necesită precauții pentru că este un metal moale care se poate deforma plastic sau dacă sunt utilizate metode de răcire neadecvate.

Titanul și aliajele sale biomedicale sunt considerate cele mai bune materiale metalice pentru aplicațiile în ortopedie. Configurația sa electronică, [Ar] 4s2 3d2, face ca titanul să prezinte la temperatura camerei o [anonimizat]α, caracterizată de parametrii de rețea: a = 2,9506Å și c = 4,6835Å. Această fază rămâne stabilă până la temperatura de 882°C, [anonimizat]. Faza astfel formată este numită fază β, este caracterizată de parametrul de rețea a = 3,3065Å, și rămâne stabilă până la temperatura de topire de 1670°C, [anonimizat], cu parametrii de rețea a = 4,625 și c = 2,2813[2]. În Tabelul 1.1 [anonimizat], și densitățile celor trei forme alotropice ale titanului iar în Figura 1.1 este reprezentată schema structurilor cristaline ale celor trei faze.

Tabelul 1.1. Caracteristicile cristalografice ale formelor alotropice ale titanului

Figura 1.1 Structura cristalină a titanului –

schema transformării rețelei CVC în rețea HC[2]

[anonimizat] a [anonimizat]. [anonimizat], rezistivitatea fiind cu atât mai mare cu cât conținutul de oxigen este mai ridicat. Pentru aplicațiile implantologice sunt utilizate cu precădere patru grade de titan comercial pur (nealiat), după cum se poate observa în Tabelul 1.2. Impuritățiile prezente în structura acestor varietăți de titan (oxigenul, fierul și azotul) trebuie controlate cu grijă. Oxigenul, [anonimizat] o influență mare în ductilitatea și caracteristicile mecanice. Forma cea mai pură a titanului (gradul I) [anonimizat] 240 MPa. Titanul de grad 4 are o rezistență la tracțiune de 500 MPa, rezistență ce poate fi îmbunătățită prin deformare plastică la rece până la 800 MPa, acest material fiind folosit în aplicații biomedicale. Datorită densității mici și a proprietăților mecanice bune, titanul microaliat și aliajele sale sunt superioare celorlalte materiale metalice, având o rezistență mecanică excelentă raportată la densitate (4,5 g/cm3).

Tabelul 1.2. Compozițiile chimice ale gradelor de titan nealiat (ASTM)

Cele mai bune aliaje pe bază de titan (cu Al, V, Mo, Zr, Nb, Ta, Cr, Mn, Si, Bi, Sn, W, O, N, C) pot atinge valori ale rezistenței mecanice de 170 – 200 MPa, ceea ce înseamnă că au rezistența raportată la densitate de 30÷40 MPa, superioară oțelurilor înalt aliate, a căror valoare variază între 15÷35 MPa.

Titanul este deosebit de reactiv chimic, se pasivează rapid, prin formarea unei pelicule foarte subțiri de oxid (Ti02) aderent, stabil și dens și, care îi asigură o rezistență bună la coroziunea în crevasă și sub tensiune, rezistența la coroziunea în apă atât dulce cât și salină și în acizi, ca și la oxidarea sub acțiunea gazelor oxidante fierbinți, până la 500°C, temperatură de la care absoarbe intens hidrogenul din mediile umede și se fragilizează. Stratul de oxid de pasivare format la suprafața implantului de titan favorizează osteointegrarea și protejează suprafața metalului de o posibilă oxidare.

Proprietățile mecanice ale aliajelor de titan

Proprietățile mecanice ale titanului comercial pur și ale aliajelor sale se pot observa în Tabelul 1.3. Aceste materiale au modulul de elasticitate de 110 GPa (cu exceția aliajului Ti3Nb3Zr care are modulul de elasticitate egal cu 79 GPa), ceea ce reprezintă circa jumătate din valoarea modulului de elasticitate al aliajelor din sistemul CoCr. Modulul de elasticitate al materialelor prezentate este de cel puțin șapte ori mai mare față de cel al țesutului osos. Această neconcordanță poate duce la apariția fenomenului de „supraconsolidare”, fenomen ce reprezintă de fapt o stare caracterizată prin reabsorbția osoasă în vecinătatea implantului. Complicațiile clinice care apar se datorează faptului că implantul preluează cea mai mare parte din solicitarea mecanică, privând astfel țesutul osos de stimularea mecanică necesară procesului de homeostază. Proprietățile mecanice ale unui implant depind atît de tipul materialului folosit, cât și de procesul de fabricație, tratamentele mecanice și termice putând afecta microstructura materialului. De exemplu, în cazul prelucrării la rece (laminare sau forjare), deformările rezultate provoacă o creștere a durității și a rezistenței materialului, dar din păcate și o scădere a ductibilității și o creștere a reactivității chimice.

Tensiunea limită pentru materialele din titan variază de la o valoare mult mai mică decât cea a oțelului inoxidabil 316 și a aliajelor CoCr pâna la una aproximativ egală cu valoarea oțelului 316 călit. Făcând o comparație între tensiunile specifice (tensiune limită/densitate), se remarcă faptul că aliajele de Ti excelează în fața oricarui tip de metal utilizat la fabricarea implanturilor. Totuși, titanul prezintă tensiuni mici de forfecare, fapt ce împiedică utilizarea lui în construcția de șuruburi sau plăci. Din punct de vedere tehnologic titanul are o deformabilitate bună atât la cald cât și la rece, și o sudabilitate satisfăcătoare, dar prezintă dificultăți la prelucrările prin așchiere, având tendința să se agațe sau să gripeze la contactul de alunecare pe suprafețele metalice.

Tabelul 1.3. Proprietățile mecanice ale titanului comercial pur/Ti6Al4V

(comparativ cu ale altor tipuri de material metalice și cu cele ale osului)

Proiectarea și procesarea termo-mecanică a aliajelor de titan a permis producerea materialelor de implant cu proprietăți îmbunătățite. Așa cum se poate observa în Tabelul 1.4, nivelurile de rezistență pentru aliajele ortopedice sunt în general acceptabile, cu ductilități adecvate, așa cum este definit prin valorile de gâtuire sau de alungire rezultate dintr-o încercare de tracțiune standard, la temperatura camerei. Totuși, există tendința de îngrijorare cu privire la modulele de elasticitate ridicate ale aliajelor comparativ cu ale osului, și valori ale rezistenței la oboseală ale implantului metalic relativ scăzute. În cazul în care nu este optimizat ambele proprietăți pot cauza în cele din urma fisurarea protezei sau producerea de fracturi. Pe termen lung, s-a arătat că transferul de sarcină insuficientă de la implantul artificial la osului adiacent poate duce atât la resorbția osoasă cât și la o eventuală relaxare a dispozitivului protetic [3-4]. Legea lui Wolff sugerează că prin aplicarea unei astfel de sarcini naturale unui implant, ca cea întâlnită în cazul cuplului os-implant, se poate ajunge la pierderea tesutului. Într-adevăr, a fost demonstrat că, atunci când asupra osului viu expus se aplică o sarcina (fie tensiune, fie compresiune) are loc o scădere a grosimii osoase, o pierdere de masă osoasă și un risc crescut de osteoporoză [5-7].

Tabelul 1.4. Dezvoltarea aliajelor ortopedice și proprietățile mecanice

ale implanturilor ortopedice

Uzarea și proprietățile de rezistență la uzare ale aliajelor de titan

Slăbirea implantelor totale de șold alcătuite din cap metalic și cupă polimerică au fost des raportate și 10-20% dintre articulații trebuie să fie înlocuite în decursul a 15-20 de ani, pentru aproximativ 80% dintre operațiile de revizie responsabilă fiind slăbirea aseptică [8,9]. Remarcabil este faptul că artroplastia totală de șold este facută la peste 3,5 milioane de persoane anual numai în SUA [10]. Pe masura ce oamenii mai tineri, mai activi sunt diagnosticați cu osteoartrită, durata de viață limitată a articulațiilor artificiale devine o îngrijorare crescândă pentru medici. Un aspect important în cercetarea ortopedică este îmbunătățirea caracteristicilor de fixare și uzură a componentelor protezei totale de șold. Motivul eșecurilor implantelor se datorează eliberării de particule de uzură din implant către țesutul înconjurător care rezultă din resorbția osului, care în final duce la slăbirea implantului (Figura 1.2).

Consecințele procesului acesta duc la slăbirea implantului și, deci, la înlocuirea acestuia cu unul nou. Pe lîngă faptul că operația de revizie este scumpă, rata de succes a acesteia este mai scazută comparativ cu prima implantare. În plus, prezența particulelor străine ca cele de ciment, de metal sau hidroxiapatită derivate din strat agravează producerea de particule rezultate prin uzura la interfață. Cercetările post-mortem pe pacienți care aveau implanturi totale de șold au demonstrat că acumularea de particule rezultate prin uzură acumulate în ficat, splină sau ganglionii limfatici abdominali reprezintă un fenomen obișnuit la pacienți. Coeficientul mediu de frecare al purtătorilor de sarcină ai articulațiilor sinoviale precum șoldul este în jur de 0,02 și coeficientul de uzură este în jur de 106 mm3/N. Coeficientul de frecare pentru materialele implantabile variază de la 0,16 la 0,05 în funcție de tipul materialelor care intră în contact și tipul lubrifiantului utilizat pentru testare. Cel mai folosit tip de implant de șold comprimă capul femural protetic articulatat împotriva unei componente acetabulare realizată din polietilena de înaltă densitate moleculară (UHMWPE). Din studiile capului femural realizat din aliaje de Co-Cr-Mo, oțel inoxidabil 316 L și Ti-6Al-4V al implantele recuperate, care erau slăbite din cauza slăbirii aseptice, s-a constatat că cele din aliaj de titan aveau în mod constant media maximă de uzură de 74,3% împotriva componentei acetabulare din polietilenă de înaltă densitate moleculară. Aliajele de Co-Cr au rata de uzură cea mai scăzută, cele de otel inoxidabil fiind cuprinse între cele de titan și cele de Co-Cr. În plus, în țesutul preluat din jurul protezei din aliaj de Ti au fost găsite concentrații ridicate de metal, în timp ce, în țesutul din jurul celor din Co-Cr sau oțel inoxidabil nivelul resturilor metalice era scăzut [11]. În scopul depășirii problemelor legate de uzură și deci a operației de revizie, s-au făcut eforturi continue pentru a schimba materialul componentei acetabulare din polimer în metal sau ceramică. Astfel, problemele pe termen lung asociate cu particulele de uzură de polietilenă de înaltă densitate moleculară (UHMWPE) au dus la studierea posibilității utilizării protezelor metal pe metal. S-a constatat că aceasta din urmă produce un volum de 20-100 ori mai mic de particule de uzură comparativ cu de cea metal pe polietilenă [12]. Reacția biologică la particulele de metal in vivo s-a observat că este deosebit de diferită față de particulele de uzură produse de polietilena de înaltă densitate moleculară (UHMWPE) și s-au descoperit reacții inflamatorii scăzute cauzate de metal [13]. Cu toate acestea, protezele metal pe metal prezintă cupluri de frecare mai ridicate decât cele metal pe polimer [14]. Cu toate că proteza metal pe metal produce un volum scăzut de particule rezultate prin uzură, există totuși un interes pentru efectele particulelor de metal eliberate după o perioadă îndelungată.

Deși titanul și aliajele sale sunt materiale de alegere pentru implantare, datorită caracteristicilor sale favorabile, aplicațiile sale în suprafețele articulare rămane însă limitată datorită proprietăților sale tribologice scăzute care se datorează rezistenței sale scăzute la forfecarea plastică și protecției scăzute indusă de oxizii de suprafață [15]. Deși combinația Ti64/UHMWPE este utilizată în artroplastia totală de șold, rata de uzură a UHMWPE pentru Ti64 s-a constatat a fi mai ridicată cu 35% decât pentru Co-Cr-Mo în studiile efectuate pe simulatorul de șold. Rata de uzură ridicată a UHMWPE este atribuită instabilității mecanice a oxizilor de suprafață ai metalului. Pe langă aceasta, datorită prezenței corpurilor străine în componenta omologată a UHMWPE se observă uzura capului femural din Ti. Astfel, oxizii de suprafață au un rol important în influențarea comportării la uzură și optimizarea proprietăților oxizilor de suprafață prin bulk (creșterea în volum) sau modificarea chimică a suprafeței poate ameliora problema. În plus, o mare importanță față de caracteristicile suprafeței este tensiunea ridicată la deformare care are loc în zona apropiată de suprafață în timpul uzurii. Procesul care are loc în timpul uzurii a fost descris în detaliu de către Long [16]. Studiile de uzare prin frecare și cele de uzură prin alunecare făcute de acest grup pe Ti-35Nb-6Zr-5Ta au arătat că mecanismul de desprindere de particule este asociat cu deformarea plastică a straturilor superficiale și stratul transformat tribologic (TTS) sub urma de uzură. Formarea stratului transformat tribologic a fost atribuit transformării de deformare indusă și era format din grăunți ultra fini de titan α fără faze β. S-au raportat, de asemenea, și tensiunea indusa α’’ și maclele din jurul zgârieturilor. Rezultate asemănătoare au avut și testele de frecare făcute pe alte trei aliaje de titan [16]. Testele de frecare efectuate pe două aliaje α+β de Ti64, Ti-5V-3Al-3Cr-3Sn și pe un aliaj de Ti-15V-3Al-3Cr β, în aer, au avut ca rezultate formarea de particule și structură tribologică transformată greu care a constat din grăuți foarte fini de Ti-α (diametru de 20-50 nm). Particulele de uzură ce au rezultat s-au oxidat rapid la interfața uzării abrazive cu cel de-al treilea corp. Cercetări privind uzura prin frecare ale aliajelor Ti64, Ti-5Al-2.5Fe, Ti-13Nb-13Zr și Co-28Cr-6Mo împotriva bilei de oțel în soluție Hanks au arătat că cel mai scăzut coeficient de frecare îl are Ti-5Al-2.5Fe și cel mai ridicat Ti comercial pur [17]. Cercetarile pe suprafețele uzate cu ajutorul microscopiei electronice de baleiaj sugerează că uzura s-a datorat deformării plastice abrazive și fisurării. Comportarea la uzare a unui material depinde de factori precum sarcina, viteza, tipul de dislocație și materialul de aliere. Rezistența la uzarea prin alunecare cu piston a Ti-35Nb-8Zr-5Ta împotriva oțelului călit s-a constatat a fi superioară Ti64 la tensiune de constact mică de 1,5 MPa, în timp ce opusul s-a observat la tensiune de contact ridicată de 5 MPa [18]. Comportarea substratului la deformare s-a dovedit a se schimba odata cu tensiunea de contact rezultată în urma maclării la tensiune mică să alunece la tensiune mare. Cercetările suprafețelor de uzură au dezvaluit trei zone distincte, un tribo-strat alterat chimic, o zonă de rupere prin forfecare și o zonă de deformare plastică. În plus, la examinarea suprafeței la microscopul electronic de transmisie (TEM), intersecția benzilor de lunecare cu alte benzi de lunecare s-au dovedit a crește o data cu creșterea tensiunii. Aceste zone de intersecție a benzilor de lunecare nu pot disipa energia tensiunii asociate cu ele și astfel s-au dovedit a fi locul pentru nucleele microfisurilor. Un alt aliaj cu modul scăzut, Ti15Mo-2.5Nb-0.3O expune o tendință asemănătoare la contactul între doua tensiuni. Datorită căii ineficiente de disipare a energiei de deformație la contactul ridicat între tensiuni posedă o rată de uzure foarte mică. Prezența oxizilor la suprafață influențează comportarea la uzură a unui material și caracteristicile de repasivizare, chiar dacă tipul de uzură nu este influențat de procedurile de tratament termic. Aliajele de titan bogat aliate cu Nb s-au dovedit a fi extrem de benefice în ceea ce privește uzura datorită proprietăților foarte bune de lubrifiere ale Nb2O5 [19-21], datorită faptului că Nb se repasivizează mai rapid și pelicula lui pasivă durează mai mult decat a aliajelor slab aliate cu Nb [22]. Entalpia de formare a Nb cu oxigenul are o valoare mult mai ridicată decat cea a V sau Al, și deci, aliajul TNZT este mai rezistent la uzură decat Ti64. În prezent se urmărește cu interes puternic dezvoltarea materialelor pe bază de nanogrăunți datorită proprietăților tribologice superioare prezente. Titanul comercial pur cu grăunți ultrafini s-a dovedit a prezenta rezistență ridicată la uzură comparativ cu materialele cu grăunți grosolani. Cu toate acestea, nu este observată aceeași tendință la Ti-6Al-4V cu grăunți fini procesat prin intermediul presei unghiulare cu canale egale (ECAP) unde se observă doar o creștere periferică la rezistența la uzură.

Capitolul 2

PROTEZELE DE ȘOLD ȘI COMPORTAREA LOR LA UZURĂ

Evoluția designului protezelor totale de șold

Evoluția implanturilor totale de șold

Datorită efectului pe care îl are artroza asupra stării generale de sănătate, chirurgii au încercat de peste un secol să trateze cu succes această boală care crează dizabilități cumplite. Cauza principală este constituită de durerea deosebit de mare provocată de coxartroză. Fazele bolii sunt: sudarea capului femural, osteotomia, secționarea nervului și sudarea tuturor desprinderilor de material. Inițial tratarea șoldului a constat în îndepărtarea zonei artritice, a depozitelor de calciu și a neregularităților de cartilagiu ce se creează, cu scopul de a realiza o suprafața lucioasă a capului femural. Realizările în acest domeniu au luat în considerare materialele principalele existente la acea vreme în vederea confecționării endoprotezelor. Au existat numeroase încercări – de la utilizarea mușchilor, a grăsimii, a materialelor cromate, aur, magmeziu, zinc, dar toate au eșuat. Chirurgii și oamenii de știința nu au fost cababili să găsească un material complet biocompatibil cu corpul uman și suficient de rezistent la forțele deosebite declanșate în articulația șoldului.

În 1925, un chirurg din Boston, Smith Petersen a topit o bucată de sticlă într-o formă sferică ce se potrivește formei capului femural pentru a-i reda mobilitatea. Cu toate că era biocompatibilă, sfera nu a rezistat mersului și s-a spart rapid. Petersen a încercat și alte materiale pentru astroplastie, inclusiv materialele plastice și oțelul inoxidabil. În acea perioadă oțelul inoxidabil era utilizat în industria navală, datorită rezistenței la coroziune marină. Perioada anilor `40 a fost bazată pe utilizarea oțelului inoxidabil în chirurgie, pentru că acesta are o bună comportare la coroziune în mediul uman. Defapt perioada anilor `40 este cunoscută ca fiind „state of art” în domeniul artroplastiei.

O îmbunătățire deosebită a fost realizată odată cu descoperirea aliajelor de cobalt-crom, în 1936, care au fost imediat aplicate în chirurgie. Acest aliaj nou avea rezistență foarte bună la coroziune și, în același timp, și rezistență mecanică ridicată, fiind utilizat în acea perioadă în multe aplicații chirurgicale. În timp ce acest metal s-a dovedit a fi un succes, tehnicile actuale au arătat contrariul. S-a demonstrat că durerea nu a fost îndepărtată complet, așa cum se spera, iar mobilitatea șoldului a fost destul de limitată pentru mulți pacienți. Prin această modalitate nu au putut fi tratate diferite alte forme de artroze specifice șoldului. Și astăzi se continuă cercetările pentru diferite tipuri de endoproteze.

Frederick Thomson și Austin Moore, au dezvoltat, separat, cercetări pentru întregul cap femural al șoldului. Aceste endoproteze pot trata fracturi și o serie de artrite. Acest tip de implant, numit semiartroplastie, este adresat doar artrozelor capului femural, partea acetabulară (din bazin) nefiind înlocuită. Aceste proteze constau dintr-un corp metalic, plasat în canalul îngust intramedular și un cap asemănător capului femural care intră în bazin. Deși foarte populare în anii `50, rezultatele sunt imprevizibile, persistând distrugerea produsă prin artroză. De asemenea, nu există o metodă efectivă de securizare a componentelor osoase. Un număr mare de pacienți au avut dureri după utilizarea unor astfel de implanturi. Rezultatul scontat încă nu a fost atins.

La începutul anului 1938, doctorii Jean Judet și Robert Judet, au utilizat un material acrilic pentru a înlocui suprafețele artritice ale șoldului. Materialul acrilic a conferit o suprafață lucioasă implantului, dar peste puțin timp frecarea a dus la pierderi de material. Acest fapt l-a condus pe doctorul Edward Haboush din New York la utilizarea unui material acrilic cu uscare rapidă, ca în stomatologie, material necesar lipirii protezei de os și astfel a fost deschisă o nouă eră în tehnica fixării implantului.

Și John Charnley, un chirurg foarte inventiv din Anglia, a încercat să rezolve aceste probleme. Multe din ideile sale s-au bazat pe întrebările puse de colegii săi. El a transformat un sanatoriu de tuberculoză din Wrightington într-un centru pentru tratamentul artrozelor. Charnley a utilizat metode agresive pentru înlocuirea capului femural și a părții acetabulare a șoldului. În 1958 el a înlocuit partea erodată a bazinului cu un implant din teflon, sperând ca această procedură să redea modibilate articulației. Constatând că teflonul nu poate îndeplini această dorință, l-a înlocuit cu polietilenă, lucru care a funcționat minunat. Pentru asigurarea fixării capului din polietilenă, ca și capului femural de os el a împrumutat polimetilmetacrilat de la dentiști. Cunoscut și sub numele de ciment pentru oase polimetilmetacrilatul a fost amestecat în timpul operației și apoi utilizat pentru îmbinarea artificială cu osul. Momentul acesta a constituit nașterea „endoprotezelor totale de șold”.

În 1961, Charnley a continuat cu regularitate rezultate deosebite obținute prin îmbunătățirea tehnicii cu noi componente de design. Mii de oameni au utilizat cu succes protezele care-i poartă numele, având ca rezultat îndepărtarea pe termen lung a durerilor coxartrozei. Regina Angliei l-a înnobilat pentru imensele sale contribuții, atribuindu-i titlul de Sir John Charnley.

Începând din acel moment mulți chirurgi și-au început cariera la clinica sa din Anglia Centrală îmbunătățindu-și astfel tehnica chirurgicală. În prezent tehnicile de fixare s-au îmbunătățit considerabil. Au fost aduse numeroase modificări ale design-ului protezelor de șold, modificări cât mai apropiate de anatomia șoldului uman. Astăzi, în Statele Unite ale Americii se realizează peste 100.000 de înlocuiri de șold, utilizând principiile artroplastiei bazate pe legile frecării reduse dintre polietilenă și metal. [23]

În ultimii zece ani s-au făcut eforturi considerabile în ceea ce privește domeniul metodelor de fixare. Ocazional, s-a constatat că fixarea cu ciment se poate distruge înainte de timpul garantat. Astfel, dacă s-ar putea crea o legătură vie între componentele endoprotezei s-ar putea ajunge la creșterea considerabilă a duratei de viață a implantului total. În final, au început să se dezvolte implanturile cu suprafețe texturate, ce permit creșterea și aderența masei osoase. În aceste circumstanțe rezultatele referitoare la utilizarea endoprotezelor necimentate tind să fie promițătoare.

Doctor Bertina a adus contribuții importante la design-ul noilor endoproteze și la instrumentarul chirurgical necesar. Aceste inovații au dus la îmbunătățirea posibilităților de refacere ale pacienților pe perioade mari de timp. Unele din aceste îmbunătățiri au condus la brevete utilizate de chirurgii din întrega lume.

Evoluția design-ului endoprotezelor de șold a ținut cont de anatomia specifică. Primele proteze de șold (Figura 2.1) au fost cât se poate de simple, respectiv doar partea acetabulară, sau cu formă de șurub, următoarele proteze (Moore, Thompson) devenind mai masive, înlocuind o parte a femurului.

Ulterior (Figura 2.2), în aceeași perioadă, au fost realizate proteze bicomponente de către Farrar, Muller sau Sivash, Charnley, Buchholz, fiecare componentă din câte un alt material (metal, polietilenă).

În anii `70, au fost propuse chiar endoproteze multicomponente precum Christiansen, Weber, Boutin (Figura 2.3), dar practica chirurgicală și rezultatele înlocuirii endoprotezelor mai vechi (așa-numitele revizii) după 10 ani a condus la concluzii devastatoare cum ar fi faptul că:

Odată cu creșterea numărului de componente ale protezei, crește și riscul de eliminare a elementelor rezultate ale fricțiunii acestor componente în organism, producând alergii, cancer,

Pentru a nu produce reacții adverse materialul din care trebuie să fie realizate endoprotezele trebuie să fie biocompatibil si biofuncțional.

Ultimele generații de endoproteze (Figurile 2.4 – 2.6) încep să capete un design aerodinamic, în care componenta estetică este de o importanță covârșitoare.

O analiza a evoluției implanturilor de șold arată că în design-ul acestora se pot întâlni toate etapele dezvoltării fenomenului și anume: aplicativistă; modernistă; stilistă; consumistă; echilibrată, deși este greu de precizat când începe și când se sfârșește o etapă sau alta.

Aspectele principale care trebuie luate în considerație în condițiile integrării designului și esteticii implanturilor de șold în politica de produs a unei firme producatoare de implanturi sunt:

impactul designului și esteticii asupra consumatorului diferă în funcție de tipul de produs; când cumpărătorul vizeazã performanța, poate fi convins că un produs cu o formă mai simplă, contemporană, va avea o performanță superioară; în mod contrar, când el iși dorește confort, gusturile sale și comportamentul său sunt mai conservatoare.

tipul design-ului necesar într-o întreprindere diferã în funcție de produs;

designul și estetica implanturilor de șold implică luarea în considerație a ciclului de viață al produsului, care poate fi de la 10 ani până la 20, uneori chiar 30 ani.

Noțiunea de frumos are o semnificație aparte și în cazul implanturilor de șold. Așa cum spunea Leon Battista Alberti, un arhitect italian, în secolul al XV-lea, frumusețea: “este armonia tuturor părților între ele, îmbinate în proporție și înlănțuire în acea operă în care se află, astfel încât nimic nu poate fi dăugat sau scos sau schimbat de acolo fără a strica ansamblul".

Prin tradiție și datorită evoluției civilizației, criteriile economic – utilitar – funcțional acordă câștig de cauză serierii, iar factorul estetic se constituie într-o decisivă pârghie a deplinei “umanizări" obiectuale și subiective. Astfel, factorul estetic introduce în producția materială un coeficient calitativ de individualitate la nivelul microseriilor și, ideal, la nivelul fiecărui produs în parte. Astfel, este actuală formularea dată de Gustav Theodor Fechner (1801-1887, fizician, psiholog, estetician și filosof), analizând raporturile dintre frumos și util: “Utilitatea este prima cerință a tuturor obiectelor si dacã în înfãtisarea lor latura practicã pe care le-o atribuim ar trebui sã lipseascã si Frumusetea ar lipsi".

2.1.2. Endoprotezarea în România

Endoprotezarea în România a început relativ târziu, comparativ cu țările civilizate, mai exact în anul 1999, prin crearea așa numitului Registrul Național de Endoprotezare. În imaginea din Figura 4.1 este redată schema funcționării RNE.

În prezent, în țara noastră se gasesc înregistrate fișele personale pentru aproximativ 35.000 de pacienți endoprotezați cu endoproteze de șold primare și de revizie. Din cele 94 de spitale care au servicii de ortopedie (aproximativ 99% din total):

74 raportează date catre R.N.E.

23 iși introduc permanent singure datele prin internet

există 57 de conturi de acces în sistem de la 38 de spitale

13 sunt inactive – raportează sporadic și atunci când o fac datele sunt incomplete

62 efectuează operații de endoprotezare de șold

30 efectueaza operații de endoprotezare de genunchi

13 nu efectuează operații de endoprotezare, dar totuși raportează formularele cu caracter general – Tip0 și Tip1

au fost identificate 19 departamente noi de ortopedie majoritatea fiind secții mici sau aparținand spitalelor de pediatrie – în viitor o parte din acestea vor face parte din R.N.E.

Până în prezent, în România, situația operațiilor de endoprotezare, conform datelor raportate către R.N.E.*(Registrul Național de Endoprotezare) de secțiile de ortopedie raportoare, este următoarea [24]:

Tabel 2.1. Situația statistică a pacienților internați / operați

din România în perioada 2002-2007

În ceea ce privește raportările individuale, serviciile de ortopedie din România au raportat anual numarul de endoproteze implantate în conformitate cu datele din tabelul următor (date preluate de la Registrul Național al Endoprotezelor) [24]:

Tabel 2.2. Situația statistică a raportărilor individuale de endoprotezare din România

Tipologia implanturilor articulare de șold

Clasificarea implanturilor de șold

Implanturile de șold se pot clasifica în funcție de mai multe criterii: modul de înlocuire (total sau parțial) și numărul de componente ale implantului. La rândul său, fiecare tip de implant se poate clasifica în funcție de complexitatea sa sau de materialul din care este realizat. O reprezentare schematică a tipurilor de implanturi posibile este redată sugestiv în Figura 2.10.

Implanturile parțiale. Se mai numesc și implanturi cervico-cefalice, datorită faptului că înlocuiesc doar capul și colul femural, cavitatea acetabulară rămânând ca atare. Acestea sunt de doua feluri: implant simplu și implant bipolar.

– Implantul simplu are un cap simplu, de dimensiune corespunzătoare cotilului, cu care se articulează.

– Implantul bipolar este de un tip superior, având un cap complex, format dintr-un blindaj metalic exterior, care intră în contact cu acetabulul, și o componentă internă polietilenică, care se articulează cu extremitatea proximală, sferică, a piesei femurale. Se obțin, astfel, 2 poli de mișcare, primul între capul piesei femurale și cupa de plastic solidară cu blindajul exterior metalic, iar al doilea între acesta din urma și cartilajul cotiloidian. Scopul acestei endoproteze îl constituie reducerea forțelor de frecare, la care este supus cartilajul acetabular, întârziind astfel apariția cotiloiditei.

Implanturile totale. Acestea au două componente principale separate, una femurală (metalica) și una cotiloidiană (polietilenică sau metalică), care se fixează osos și se articulează una cu cealaltă; sunt de mai multe tipuri: implantul metal – polietilenă, metal – metal și implanturi speciale.

– Implantul metal – polietilenă este implantul cel mai larg utilizat, acesta protezând total articulația coxofemurală după rezecția colului femural și pregătirea canalului medular femural și a acetabulului.

– Implantul metal-metal este practic un implant de "reacoperire", ca și endoproteza genunchiului; astfel, fără a îndepărta capul femural, doar se pregătește suprafața lui și cea a cotilului pentru a fi "acoperite" cu câte o piesa metalică, care se vor articula împreună.

– Implanturi speciale se adresează unor situații deosebite, care necesită un tip aparte de endoprotezare (displazia luxantă coxofemurală, tumorile osoase maligne juxtaarticulare).

Implanturile cimentate. Sunt de tipul metal-polietilenă și se caracterizează prin faptul că fixarea lor osoasă se face prin intermediul cimentului osos acrilic.

Implanturile necimentate. Se implantează direct la nivel osos, fără ciment, putând fi parțiale sau totale. Cele totale au componentele metalice, cu o suprafață special prelucrată, poroasă sau acoperită cu hidroxiapatită, pentru a fi "captate" și fixate apoi în timp de către țesutul osos. Contenția lor inițială, până la stabilizarea osoasă definitivă, se realizează prin impactare sau prin înșurubare la elementul osos respectiv, femural sau acetabular [25]

Anatomia unei articulații de șold și intervenția operatorie

Articulația șoldului este o articulație „sferică” (bilă-alveolă), localizată acolo unde femurul întâlnește bazinul și osul pelvian. Partea superioară a femurului este formată dintr-un os în formă de bilă sferică – numit și cap femural, iar cavitatea din osul pelvian care formează așa – numita alveolă se numește „acetabulum”. O imagine a articulației de șold este dată în Figura 2.11.

În mod normal sfera este menținută în acetabulum cu ajutorul unor ligamente foarte puternice care înconjoară complet articulația formând astfel o capsulă articulară, capsulă care are o „căptușeala” fină numită „synovium”. Capul femural este învelit cu un cartilagiu foarte subțire și foarte moale, a cărui substanță are aproximativ 30 m. De asemenea, și partea alveolară este acoperită de cartilaj, de aceeași grosime. Cartilajul are rolul de a amortiza articulația și a permite oaselor o mișcare ușoară, cu o frecare foarte mică. Pe imaginea unei radiații X a unui șold normal se observă în mod normal o mică distanță dintre cartilaje deoarece cartilajul nu se poate detecta la raze X. În mod normal „distanța articulației” este de aproximativ 60 m, așa cum apare și în Figura 2.12.

Termenul de „artroză” înseamnă, literalmente, o inflamație a articulației, dar este utilizat, în general, pentru a descrie orice condiție în care un cartilaj este distrus. Dacă este prezentă, inflamația se află în synovium. Atât porțiunea de cartilaj distrus, precum și inflamația synivoală variază în funcție de stadiile artrozei. În mod uzual, o durere timpurie poate fi semnalul unei inflamații. În schimb, în stadii avansate, atunci când cartilajul este distrus, cele mai multe dureri sunt datorate frecării mecanice dintre oase. În Figura 2.13 se poate observa atât o radiografie a unei coxartroze a unei articulații fără cartilaj, precum și o schemă a unui șold artritic.

Oamenii care suferă de coxartroză (inflamația articulației de șold) sau de o boală degenerativă a șoldului sunt supuși unei operații chirurgicale de înlocuire a articulației bolnave cu o articulație articifială, mai precis o endoproteză de șold. Aceasta articulație articifială (sau implant de șold) este realizat din metal si reprezintă, de fapt, o componentă lungă cu un anumit design care intră în canalul femural (în centrul osului) cu scopul de a menține articulația (așa cum se arată și în radiografia din Figura 2.14).

De obicei, după 10 – 15 ani, aceste implanturi își pierd din performanțe, astfel încât este necesară revizuirea lor, prin înlocuire chirurgicală cu un alt implant. Revizia constă în lărgirea cavității implantului și inserarea unui nou implant. Este o procedură mult mai complexă decât realizarea primului implant, necesitând o specializare mai mare a echipei de chirurgi care trebuie să îndepărteze vechiul implant și cimentul, și apoi să introducă noul implant cu cimentul aferent.

Endoprotezele de șold sunt proiectate ținând seama de anatomia articulației complexe umane, și în general, de anatomia specifică unui anumit pacient (așa numitele endoproteze „comandate”) și de vârsta pacientului.

Componenta femurală poate sa fie fixată în canalul medular fie cu ajutorul cimentului biocompatibil (la pacienții considerați batrâni, peste 61 ani), fie prin presare (la pacienții considerați tineri, respectiv sub 61 ani), așa cum este sugerat în Figura 2.16.

Un exemplu reprezentativ al unei endoproteze de șold este redat în Figurile 2.17 și 2.18 în care sunt prezentate componentele principale ale acesteia.

Intervenția chirurgicală care este reprezentată schematic în Figurile 2.19 – 2.24 se poate efectua sub anestezie spinală sau anestezie generală și are următorii timpi:

Incizia. Exista numeroase variante de abordare chirurgicală a șoldului, dar pentru artroplastie sunt 2 căi uzuale și anume cea posterolaterală și cea anterolaterală.

Pentru calea posterolaterală, bolnavului întins în poziție laterală i se efectuază o incizie curbă, de cca 15-20 cm, care intersecteză tegumentul, țesutul subcutanat și apoi mușchiul tensor și fascia lată de la acest nivel. Se pătrunde posterior de capsula articulară, care se evidențiază după rabatarea evantaiului mușchilor rotatori externi și se secționează în formă de "T", expunând planul osteoarticular dinspre posterior. Aparatul abductor al șoldului, format în principal din mușchiul fesier mijlociu și inserția lui pe vârful marelui trohanter, trebuie sa rămână nevătămat.

În ceea ce privește calea anterolaterală, incizia este una longitudinală rectilinie efectuată pe fața laterală a șoldului; după trecerea și de planul tensorului fasciei lată, se evidențiază fața anterioară a capsulei coxofemurale, care este secționată pentru a se pătrunde în articulație. În mod uzual, aparatul abductor și muschiul drept femural nu sunt sectionați, însă există și o variantă de expunere articulară mai largă, prin rezecția bazei marelui trohanter și rabatarea acestuia proximală împreună cu mușchii fesier mijlociu și mic. În acest ultim caz, superioritatea vizualizării în plagă este dublată de dezavantajul întreruperii lanțului osteomuscular al abducției, refacerea acestuia la finalul intervenției putând fi dificilă și uneori îngreunând procesul recuperator postoperator.

Odată ajuns în articulație, capul femural este luxat înspre posterior (prima cale) sau anterior (a doua cale), continuandu-se cu timpul următor.

Timpul osos constă în pregătirea femurului (pentru protezele cervicocefalice) și a cotilului (pentru cele totale). Secționarea colului femural se face după o tranșă perpendiculară pe axul longitudinal al acestuia, plasată la baza lui, locul exact fiind stabilit prin planingul preoperator și depinzând atât de tipul protezei cât și de obiectivele concrete urmărite în cazul respectiv. Prin această tranșă se pătrunde apoi în canalul medular femural, care se alezează cu rape adaptate protezei, până la dimensiunea calibrată optimă, stabilită prin planing și respectând anteversia de cca 12° a colului femural; proteza cervicocefalică, cimentată sau nu (după tipul ei constructiv) se implantează în canalul astfel pregătit.

Prepararea și inserarea acetabulului (pentru protezele totale) constă în alezarea, după îndepărtarea cartilajului degenerat și a "fundului dublu" osteofitar, în osul subcondral, folosind freze speciale, la o dimensiune corespunzătoare fiecărui cotil, cu respectarea unghiurilor normale de orientare ale acestuia.

Implantarea pieselor necimentate se face prin presare, celelalte necesitând utilizarea cimentului acrilic. Acesta este un timp esential, o priză bună a cimentului fiind condiționată de un lavaj și o uscare perfectă a țesutului osos, alături de o preparare osoasă adecvată obținută prin alezaj precum și o impactare mecanică sub o presiune eficientă.

O variantă deosebită de proteză totală este cea metal – metal, în care colul nu se îndepartează, ci doar se reacoperă capul femural afectat cu o cupolă metalică emisferică, cupolă care se va articula cu o piesa asemănătoare cotiloidiană.

Complicații intraoperatorii. Pe lângă cele generale (cardiorespiratorii, circulatorii, cerebrale), posibil asociate unei astfel de intervenții chirurgicale mari pot să apară și complicații locale și anume:

leziunile vasculonervoase – severe, deși foarte rare, și sunt reprezentate de lezarea nervilor sciatic, gluteali sau crural și a pachetului vascular femural, printr-un abord chirurgical incorect sau prin manevre brutale; în luxația congenitală înaltă, alungirea segmentară, obținută prin aducerea femurului în poziția corectă, poate da elongație sciatică, uneori severă și greu sau doar parțial reversibilă;

leziunile musculotendinoase – se prezintă sub formă de rupturi parțiale sau dilacerări musculotendinoase ale elementelor motorii de vecinătate (fesieri, tensor, psoas, rotatori, drept femural), adesea fără urmări importante; însă, lezarea întinsă a fesierului mijlociu poate duce la un proces recuperator dificil, dat fiind rolul lui esențial în statică și locomoție;

leziunile osoase – fracturi femurale (din timpul luxării capului, alezării canalului, implantării protezei sau al repunerii ei) sau distrugerea fundului acetabular, cu protruzie secundară în micul bazin, consecința unei alezări excesive, în special pe un fond osteoporotic. Odată apărute, ele se vor rezolva intraoperator, dar vor duce la o întârziere semnificativă a recuperării funcționale a șoldului protezat; deficiențele de cimentare și orientare au și ele diferite cauze: alezaj și pregătire defectuoasă a cimentării, calibrare improprie sau orientare greșită a pieselor protetice; acestea pot duce la complicații grave, precum luxația protezei sau "pierderea" imediata a ei, ceea ce impune revizia rapidă de necesitate [26].

Materiale utilizate pentru construcția protezelor de șold

Actualmente protezele sunt realizate din metal (aliaje din oțel, cobalt, titan) și din polietilenă. Fixarea de os se realizează fie cu ajutorul unui ciment chirurgical (polimetil metacrilat) fie prin intermediul unor dispozitive de fixare ce nu necesită cimentarea.

În paralel cu ameliorarea tipului protezelor și a tehnicilor chirurgicale pentru montarea implantului, este urmărită și îmbunătățirea calității materialelor utilizate, materiale care trebuie sa posede anumite proprietăți și anume: compoziție chimică biocompatibilă pentru a evita reacțiile adverse ale organismului uman, rezistență excelentă la coroziune în corpul uman, rezistență acceptabilă ca să susțină încărcarea ciclică suportată de articulație, modul de elasticitate mic pentru a reduce resorbția osoasă și rezistență mare la uzare pentru a minimiza generarea de particule.

Implanturile se realizează dintr-o varietate mare de aliaje ce conțin de la două la opt metale. Implanturile folosite în chirurgia ortopedică sunt confecționate din trei mari clase diferite de aliaje, fiecare prezentând componente caracteristice, alături de cele executate din metale pure:

metalele pure sunt titanul (Ti), tantalul (Ta) și aurul (Au);

aliajele pe baza de fier (Fe) cu un conținut ridicat de crom (Cr), denumite oțeluri inoxidabile;

aliaje pe baza de cobalt (Co) cu un conținut de 25 – 30% crom (Cr), 5 – 7% molibden (Mo) și cantități mici de alte metale precum nichel (Ni), mangan (Mn), zirconiu (Zr) și staniu (Sn), respectiv cu 20% crom (Cr), 10% nichel (Ni) și până la 15% wolfram (W);

aliaje pe bază de titan (Ti), cu 70 – 90% sau mai mult titan (Ti) și procente mici de alte metale: aluminiu (Al), vanadiu (V), niobiu (Nb), tantal (Ta), mangan (Mn), zirconiu (Zr) și staniu (Sn).

Polietilena de înaltă densitate – UHMWPE

Polietilena de înaltă densitate moleculară este un polimer format din etilena C2H4, un gaz cu masa moleculară 28. Formula generală a polietilenei este – (C2H4)n- unde n reprezintă gradul de polimerizare. Ea conține doar hidrogen și carbon, și astfel, provine din familia de polimeri cu o compoziție chimică simplă; simplitatea compoziției chimice ascunde însă o ierarhie și o structură organizatorică deosebită. La nivel molecular, structura de carbon a polietilenei poate fi torsionată, rotită și îndoită în regiunile cristaline ordonate, iar la nivel supercelular se compune dintr-o pudră care trebuie să fie consolidată la temperaturi și presiuni ridicate pentru a se obține un material gros, dens, presat; straturile complexe sunt introduse la sfârșit prin schimbări chimice în polietilenă după care se prelucrează și se sterilizează.

Materialul a fost ales pentru fabricarea uneia dintre componentele articulației în diversele artroplastii, și anume a cupei acetabulare. În cea mai mare parte, aceste componente s-au comportat admirabil in vivo. Problema majoră însă o reprezintă uzarea și efectul produs de particulele de uzură asupra longevității in vivo a protezelor. La implanturile de șold, spre exemplu, particulele generate de uzarea cupei acetabulare din polietilena de înaltă densitate moleculară declanșează osteoclastiile și resorbția osoasă imediată a țesutului periprotetic, culminând cu pierderea fixării și, în final, cu necesitatea revizuirii protezei.

Au fost utilizate și cupe acetabulare din polietilenă de înaltă densitate moleculară reticulată, procesul de reticulare fiind folosit pentru îmbunătățirea rezistenței la uzare. Studiile efectuate pe simulatorul de șold au indicat că reticularea poate reduce peste 95% din uzarea care apare în componentele acetabulare. Cu ajutorul studiilor radiografice și a celor in vivo s-a putut confirma o scădere semnificativă a penetrării capului femural în bucșele acetabulare din polietilenă reticulată, comparativ cu bucșele acetabulare ale celei convenționale, lucru datorat rezistenței de cca 40 de ori mai bună [27].

Titanul și aliajele sale

Titanul este utilzat pentru implanturi încă din 1930, când s-a constatat că este mai bine tolerat de corpul uman decât oțelul inoxidabil sau aliajul Co-Cr-Mo. Titanul și aliajele sale sunt utilizate pe scară largă la realizarea dispozitivelor și componentelor biomedicale, datorită proprietăților lor și anume: modul de elasticitate relativ scăzut, rezistență mecanică ridicată, rezistență bună la oboseală, formabilitate, prelucrabilitate, biocompatibilitate și rezistență la coroziune. Cu toate acestea, titanul și aliajele sale nu pot îndeplini toate cerințele clinice. Prin urmare, de multe ori se apelează la modificarea suprafeței pentru îmbunătățiriea proprietăților biologice, chimice și mecanice.

Dintre aliajele titanului, cel mai des utilizat în fabricarea implanturilor este aliajul de tip Ti-6Al-4V, un amestec de titan cu microstructură procesată termomecanic cu scopul creării unei cantități dorite a două faze cu particule fine pentru proprietăți mecanice optime; acesta s-a dovedit a fi rezistent la coroziune, la tensiune și la oboseala și deosebit de biocopatibil.

Datorită densității sale reduse, acest aliaj are o rezistență specifică superioară (raportată la densitate) oricărui tip de material utilizat în fabricarea protezelor. Titanul prezintă o foarte bună rezistență la coroziune datorită formării unui strat protector de oxid (TiO2 care formează o peliculă aderentă ce pasivează materialul.

Procesarea aliajului de Ti se face la temperatură relativ mică (<9500C) deoarece este un element foarte reactiv la temperaturi mari ce se oxidează foarte rapid [27].

Aliajele de tip Co-Cr-Mo

Aliajele de Co – Cr se împart în două categorii și anume:

aliajul Co-Cr-Mo (utilizat în mod obișnuit ca și aliaj turnat) folosit timp de decenii în stomatologie și mai recent în ortopedie.

aliajul Co-Ni-Cr-Mo, relativ “nou-venit”, folosit în ultimul timp mai ales pentru cozile protezelor supuse unor încărcări mari (șold sau genunchi).

Aliajul Co-Cr-Mo este unul dintre cele mai utilizate aliaje de implant pentru articulațiile artificiale oferind o combinație bună de proprietăți mecanice, rezistență la coroziune și biocompatibilitate.

Aliajele de cobalt, deși rezistente la oboseală și necasante cu o alungire la rupere de aproximativ 8%, au tendință de a se fractura la oboseală, mai redusă însă decât în cazul oțelului. Proprietățile abrazive ale aliajului de turnare Co-Cr-Mo sunt similare cu cele ale aliajului Co-Ni-Cr-Mo, înă combinația lor nu este recomandată datorită proprietăților reduse de uzare.

Datorită proprietății superioare de rezistența la oboseală și de rezistență mecanică, pentru execuția cozii protezei de șold se recomandă aliajul Co-Ni-Cr-Mo [27].

Oțelul inoxidabil

Primul oțel inoxidabil utilizat pentru implanturi metalice a fost oțelul 18-8 (inox tip 32), care se bucură de o duritate mai mare decât a oțelului cu vanadium și o rezistență mai bună la coroziune. Ulterior s-a introdus oțelul 18-8 cu molibden, cunoscut sub numele de inox 316. Cromul reprezintă elementul major din compoziția oțelurilor inoxidabile cu concentrația minimă de 11% [27].

Materiale ceramice

La fabricarea materialelor ceramice se folosesc alumina (Al2O3) sau zirconia (ZrO2). De reținut este că protezele cu unul sau ambele componente ceramice sunt din ce în ce mai utilizate, deoarece materialul ceramic este mai durabil decât plasticul și prin urmare generează mult mai puține particule de uzură datorită frecării. La protezele de tipul ceramică – ceramică, frecarea/uzarea este de zece ori mai mică decât la protezele metal – polietilenă și volumul de uzură de o mie de ori mai mic. Suprafețele protezelor ceramice sunt foarte rezistente la zgâriere datorită durității, caracteristică ce foarte importantă pentru rezistența la uzarea de abraziune întrucât în cazul protezelor totale de șold, punctul nevralgic se află în zona în care tensiunile ating valori maxime, adica, mai exact la interfața dintre capul femural ceramic și gâtul metalic [27].

Lubrifierea protezelor totale de șold

Analiza lubrifierii fluide total elastohidrodinamice (EHL) a unei articulații artificiale de șold sferă în cupă, confecționată dintr-un cap femural metalic și o cupă acetabulară din UHMWPE a fost studiată de Sunny M. Jhurani și Fred Higgs III. Uzarea apare datorită funcționării într-un mod de lubrifiere mixtă a protezelor de șold, iar particulele rezultate duc la o durată de viață redusă a șoldului. Studiu a constat în simularea acestor particule în cadrul regimului de lubrifiere.

Considerându-se că mecanismul de uzare cu cel de al treilea corp este legat direct de migrația și traiectoria particulelor de uzură, obiectivul studiului a fost modelarea corectă a mișcărea pulberii dure în lichidul sinovial al unei articulații artificiale de șold. Capul femural a fost considerat ca fiind din aliaj CoCr, iar cupa acetabulară din UHMWPE. Tipurile de particule luate în considerare au fost UHMWPE, ciment osos PMMA și particule metalice. În timpul analizei, capul a fost considerat o suprafață rigidă, în timp ce cupei i-a fost permisă deformarea elastică sub influența presiunii hidrodinamice dezvoltate de fluxul de curgere, ceea ce presupune că ambele componente au fost separate complet de lichid, pe întregul domeniu de lubrifiere. Prin definiție, aceasta o clasifică ca o ungere elastohidrodinamică (EHL) în care lichidul sinovial a fost modelat ca un mediu Eulerian continuu, iar traiectoria fiecărui germene de particulă a fost modelată folosind o abordare Lagrange, în cazul în care forțele s-au aplicat pe el de către fluid și de coliziunea cu o altă particulă sau cu peretele.

S-a observat că profilurile vitezei diferitelor particule de uzură luate în considerare au fost similare cu cele ale fluidului care le înconjoară și mai mult, că particulele care se ciocnesc cu oricare dintre suprafețele lagărului nu-și mută în nici un fel poziția până la sfârșitul simulării. În plus, numărul de particule care se ciocnesc de fapt cu o componentă a protezei sau cu cealaltă a fost găsit ca reprezentând 20% din totalul particulelor în regiunea de interes. Acest lucru sugerează că, în lichidul de lubrifiere completă coliziunile particulelor cu suprafețele apar mai puțin frecvent. Datorită faptului că modelarea particulelor de uzură constituie un pas important care să conducă la predicția uzurii, acest model poate oferi o bază pentru determinarea uzurii articulațiilor șoldului datorată celui de-al treilea corp.

Mecanisme de uzare a protezelor de șold

Uzarea protezelor de șold este o problemă clinica de interes actual și se caută soluții pentru ameliorarea ei.

Uzarea înseamnă material îndepărtat de pe suprafață și, fiind un proces mecanic, tensiunile asociate procesului de distrugere a suprafeței pot depăși rezistența materialului, ducând astfel la apariția particulelor de uzură (Figura 2.25). Uzarea nu este o proprietate intrinsecă de material ci, mai degrabă, o funcție de sistem.

Printre motivele de revizie a protezelor de șold se întâlnesc, în principal, degradarea aseptică (33%), urmată de uzura UHMWPE (30%) și instabilitatea (17%).

În cazul în care componentele au fost bine poziționate și fixate, limitele de supraviețuire ale protezelor moderne sunt legate de procesul de pierdere a stabilității, mai exact uzarea componentelor protetice, acumularea debitelor de particule de uzura, pierderea fixării. În funcție de natura materialelor componentelor uzura protezelor de șold este diferită, respectiv cantitativ și calitativ.

Când prin procesul de uzură este eliberat un număr mare de particule de uzură, macrofagele intră într-o stare de metabolism crescut și eliberează substanțe care produc resorbția osoasă periprotetică, care, în final va duce la respingerea protezei.

Uzarea unei proteze de șold nu depinde de timpul cât stă în corpul bolnavului, ci de numărul de cicluri de frecare la care este supusă. Rata de uzură a protezelor diferă mult de la un pacient la altul pentru că și activitatea lor este foarte diferita. Un individ cu activitate medie, face aproximativ 1 milion de pași/an, cei mai activi ajung la 3,2 milioane cicluri/an, iar vârstnicii, mai puțin activi, între 0,2 – 0,5 milioane de cicluri/an. Uzarea protezelor articulare este cauzată de mișcări relative sub sarcină a suprafețelor articulare sau a suprafețelor de la interfața componentelor modulare.

Tensiunile care provoacă distrugerea implanturilor sunt, de fapt, rezultatul interacțiunilor complexe dintre varianta constructivă, caracteristicile pacienților și factorii medicali legați de actul chirurgical. Varianta constructivă reprezintă variabila controlabilă, ce presupune alegerea geometriei elementelor protezei, a materialelor, a proceselor de fabricație și a metodelor de sterilizare. Caracteristicile pacienților, respectiv greutatea, intensitatea activităților zilnice sau caracteristicile sistemului osos, reprezintă variabile de mediu necontrolabile. Factorii medicali reprezintă o combinație de variabile de formă constructivă și de mediu în sensul că poziția și orientarea optimă a implantului sunt variabile de design, iar variațiile de poziționare-orientare sunt variabile de mediu. Influența designului și a factorilor de material asupra uzării protezelor este complexă, influența factorilor de mediu putând fi chiar mai mare decât cea a designului.

Influența variațiilor formelor componentelor constituie o problemă. În tehnicile chirurgicale și în activitatea pacienților nu poate fi ignorată zgârierea capului femural metalic, deoarece aceast lucru este considerat un factor major care afectează viteza de uzare a suprafeței UHMWPE. În urma zgârierii, degradarea rugozității capului femural protetic crește viteza de uzare a interfeței din polietilenă a unei proteze totale de șold de tip Charnley, influențând astfel osteoliza. Zgârierea capetelor femurale metalice ale alestui tip de proteze este considerată a fi cauzată în special de cel de-al treilea corp dur, cum ar fi particulele de os, ciment și/sau metal, care au fost deseori observate încastrate în cupele acetabulare și în țesuturile peri-protetice.

Manifestările severe ale fisurării interfeței os – implant, aici fiind incluse dezancorarea aseptică și osteoliza, conduc la slăbirea protezelor după aproximativ 15 ani de la implantare, principala cauză a acestui fenomen fiind constituit de particulele uzate din UHMWPE, generate de suprafața articulară din polimer.

Distrugerea structurii unei proteze de șold depinde atât de mărimea și de volumul particulelor cât și de volumul total al acestora sau de tipul materialului. Practic, nu există un material perfect neted, fără nici o rugozitate. La aceste rugozități preexistente în sistemele naturale se adaugă uzura, dând naștere, în acest fel, la suprafețe osoase sau protetice cu rugozitate ridicată.

Și în cazul protezelor de șold suprafețele articulare se deteriorează în principal datorită presiunilor superficiale ridicate produse de mișcările mecanice ale organismului. Procesul de deteriorare are un mecanism complex, la protezele extrase în urma operațiilor de revizie fiind identificate șase mecanisme de uzare și anume: uzarea adezivă, uzarea abrazivă, uzarea abrazivă cu cel de-al treilea corp, uzarea prin oboseală superficială, uzarea de coroziune și uzarea prin fretting.

La nivelul unei proteze, aceste mecanisme nu se combină toate odată în procesul de uzare, ci în timpi diferiți, în funcție de solicitările la care este supusă proteza. Spre exemplu combinația uzare abrazivă – uzare prin oboseală presupune generarea unor rizuri prin abraziune, urmată apoi de fisurare și desprinderea unor particule de pe suprafață datorită oboselii.

Acestor mecanisme fundamentale de uzura li se mai adaugă și frecarea la nivelul unor suprafețe secundare, respectiv: frecarea ocazională dintre colul femural protetic și marginea componentei acetabulare; frecarea la interfața proteză-ciment sau ciment-os, în cazul protezelor cimentate, și la interfața proteza-os în cazul celor necimentate; frecarea dintre suprafața exterioară a cupei de polietilenă și cea a cupei metalice; frecarea dintre cupa metalică și șuruburile de fixare a acesteia. Particulele rezultate din frecările enumerate mai sus sunt alcătuite din: os, polimetilmetacrilat (PMMA), aliaj metalic al protezei, particule rezultate în urma coroziunii metalice și hidroxiapatită. La rândul lor, aceste particule ajung între suprafețele primare de frecare, cele dintre componentele protezei, accentuând astfel uzura la acest nivel.

Uzarea adezivă (Figura 2.26) are loc în momentul în care apare legătura între două suprafețe astfel încât forța de legătură este mai puternică decât forța de rezistență a materialului și o mică parte a materialului este îndepărtată de pe o suprafață și atașată pe cealaltă. Procesul lasă în suprafață mici cavități ce poate duce la “transferul filmelor” polimerice pe suprafețele metalice, și care, ocazional, pot fi observate [28,29]

Uzura abrazivă (Figura 2.27) a unei suprafețe se produce ca urmare a acțiunii mecanice (așchiere sau zgâriere) a particulelor dure care se găsesc liber sau fixate într-un material și suprafața mai moale a altuia, producând particule de uzură prezente sub forma unor microașchii sau fragmente de material provenite din zone deformate plastic la unul sau mai multe cicluri [28,29]

În cazul uzurii cu cel de al treilea corp, distrugerea este cauzată de particulele corpurilor străine (ciment, metal, os) încorporate între suprafețele articulare (Figura 2.28).

Aceste corpuri se pot încastra în cupa acetabulară și pot să conducă la zgârieturi ale conturului metalic cu care dă față în față și, astfel, la accelerarea uzurii abrazive. Acest tip de uzură are un grad de distrugere ridicat, zgârieturile constând dintr-o zimțuire și o ieșire a unui segment, care reprezintă cauza vitezei crescute de uzură când se articulează în jurul unui material moale [28,29]

Uzarea prin oboseală (Figura 2.29) poate duce la fisuri sub nivelul suprafeței care se propagă și elimină particulele de pe suprafață. De asemenea, și forțele mari de sub suprafață pot fi cauzate de al treilea corp între două suprafețe articulate care duc la uzura de durată accelerată.

În componența polimerică fisurile prin oboseală pot crește în condiții de solicitare ciclică totală de compresiune, dacă în componentă există condiții de eforturi de încărcare ciclică. Aceste fisuri din substrat pot să se propage în continuare în conformitate cu solicitarea de tracțiune, până în momentul când ajunge la dimensiuni critice, acest lucru putând culmina cu fracturi locale, delaminare și/sau formare a craterului pe componenta de polimer [28,29]

Metode de reducere a uzurii protezelor de șold

Până acum nu s-a reușit înlăturarea completă a problemelor asociate utilizării protezelor de șold și anume fracturarea și decimentarea, reacțiile fiziologice de respingere ale organismului și cea mai importantă – uzarea materialului. S-a încercat îmbunătățirea performanțelor tribologice prin modificări constructive și ale principiului de funcționare.

Ingineria suprafețelor oferă posibilitatea alternativă de a reduce uzarea, producția de particule de uzură și eliberarea de ioni în cuplele metal-metal, cu ajutorul unor factori precum: creșterea durabilității componentelor, chimie diferită a suprafeței care să reducă frecarea adezivă și componente acoperite care rămân nedistruse.

Inițial, ca materiale de bază pentru construcția protezelor de șold s-au folosite polietilena și ceramica. Articulațiile realizate din ceramică au o rată de supraviețuire mai bună decât polietilena, dar, cu toate acestea, ceramica este asociată cu riscul de spargere, astfel încât fixarea componentelor acetabulare realizate din acest material poate fi o problemă.

În timp, pentru a îmbunătăți rezistența la uzare a protezelor realizate din ceramică și polietilenă, au apărut protezele de șold fără ciment constituite din metal, care au avut un interes crescut, o dată cu introducerea așa-numitei “a doua generație de componente metalice”. Îmbunătățirile introduse cu această a doua generație de componente metalice au fost o duritate crescută și mai uniformă a metalului. Spre exemplu, titanul și aliajele sale au fost des utilizate datorită densității lor scăzute, rezistenței mecanice ridicate, rezistenței bune la coroziune și biocompatibilității. Cu toate acestea, aliajele au caracteristici tribologice proaste în timpul glisării uscate, printre acestea incluzând un coeficient de frecare ridicat, rezistență scăzută la uzare și o mare susceptibilitate la convulsii.

Pierderea cupei acetabulare constituie o altă problemă, apărută în urma insuficienței fixări a implantului și care se manifestă ca mișcare între proteză și os. Un alt factor în restricționarea dezvoltării și încorporării grefei osoase este și porozitatea slabă a implanturilor adesea folosite. Pentru rezolvea acestei probleme au fost dezvoltate noi biomateriale poroase structurale. Unul din aceste materiale este Metalul Trabecular (TM) (Zimmer, Inc, Varșovia, IND) , cu porozitate ridicată (80%), realizat din tantal.

În timp, în urma unor studii in vitro realizate de cercetători și a informațiilor clinice apărute în literatură, au apărut combinații între materialele de bază. De-a lungul a mai multor ani de studii, s-a demonstrat că artroplastia de șold realizată folosind o articulație metal-polietilenă la persoanele tinere și active este asociată cu rate mari de eșec, principalul motiv de eșec fiind osteoliza indusă de particulele de polietilenă, și deci minimizarea uzurii este factorul esențial pentru îmbunătățirea rezultatelor. Astfel au apărut articulații mai durabile, incluzând polietilenă înalt reticulată-metal, metal-metal și ceramică-ceramică.

Iradierea cu ioni de Kr a suprafețelor a dus la creșterea microrigidității amestecului Ti6Al4V cu peste 25% după iradierea cu o fluență mare, acumularea defectelor produse de radiație și formarea unei noi faze cauzate de ionii de Kr ducând la o descreștere a mărimii particulelor și o creștere distinctă a microdeformării.

Creșterea microdurității este însoțită de creșterea micropresiunii în cristal. Scăderea coeficientului de frecare și a uzurii au fost determinate de diminuarea dimensiunilor moleculare, dar atât coeficientul de frecare, cât și uzura în atmosfera cu argon au fost ușor mai mici decât în vid. Efectul acesta poate fi cauzat de evacuarea suplimentară de căldură de la punctul de frecare în argon comparativ cu măsurătorile în vid.

Cimentarea. Pentru încercarea producerii unei componente femurale cu proprietăți îmbunătățite s-a folosit un component femural cimentat, mai exact Omnifit Plus (Osteonics, Allendale, NJ). Tijele Osteonics Omnifit sunt implanturi cu un design anatomic CoCr, care au diametrul gâtului mărit și un centralizator distal adăugat. Unele tije au prezentat o porozitate care se extinde dincolo de un sfert din secțiunea transversală inclusiv regiunile apropiate de suprafața laterală, porozitate care a relevat structura de bază de natură dendritică din aliajul de cobalt. Ținând cont de avantajele designului unei proteze, de metalurgia și de tehnicile de cimentare acest tip de fractură femurală este, în general rară.

Acoperiri. Aplicarea unor filme subțiri din materiale cu proprietăți superioare pe suprafața protezelor au apărut datorită necesității de a avea proteze rezistente, cu compoziție anticorozivă și proprietăți mecanice îmbunătățite.

O problemă importantă este alegerea materialului pentru acoperirea protezei, pentru care trebuie să se țină cont de rezistența la coroziune, de biocompatibilitate, de capacitatea de adeziune între material și proteză (importantă pentru stabilitatea internă) și de faptul că este necesar ca proprietățile mecanice ale protezei să nu fie puse în primejdie (în primul rând rezistența la folosire îndelungată). Toleranța țesutului este o funcție directă a rezistenței la coroziune în organism.

Materialele metalice sunt relativ moi, dar sunt rezistente la rupere, pe când materialele ceramice nu sunt rezistente la rupere și prezintă o fragilitate accentuată. Astfel este dificilă contracararea uzurilor adezive și abrazive prin utilizarea aceluiași material. Spre exemplu, duritățile superioare ale carburilor protejează suprafețele articulațiilor împotriva uzării adezive, în timp ce rezistența ridicată la rupere a matricei metalice din CoCrMo oferă protecție împotriva uzării abrazive, pe când articulațiile protetice din oxid de aluminiu conferă suprafețelor o foarte bună protecție împotriva uzurii adezive dar o protecție slabă împotriva uzurii abrazive, fiind o suprafață fragilă care nu rezistă la rupere.

Datorită faptului că implanturile bioinerte nu ajută la reabilitarea completă a articulațiilor uzate sau distruse și nu conduc la o acoperire tisulară comparabilă cu cea inițială, s-a impus dezvoltarea unei generații de implanturi, de tip bioactiv, care, pe langă biocompatibilitate, sa permită regenerarea țesuturilor care înconjoară proteza. Astfel, au dezvoltate materiale compozite cu rezistență mecanică ridicată și modul elastic mai apropiat de cel osos. În ceea ce privește un dispozitiv protetic din materiale bioinerte, soluția acoperirii cu materiale bioactive îi permite acestuia să joace un rol dublu: atât de protecție împotriva reactivității metalului/ceramicii cu fluidele organismului cât și de determinare a fixării și creșterii osului pe proteză.

Cele mai des utilizate materiale pentru acoperirea suprafețelor componentelor unei proteze de șold sunt hidroxiapatita, polietilena și diferite metale.

Filmele subțiri sunt depuse pe proteze folosind diferite tehnici, cele mai comune fiind cele fizice și chimice și anume: depunerea fizică de vapori, depunerea chimică de vapori, pulverizarea termică, acoperirea prin folosirea pentru pulverizare a plasmei, pulverizarea cu plasmă în vid, oxidarea electrolitică a plasmei, depunerea prin pulsuri laser, metoda de replicare a polimerilor [28].

Conceptul de "blocarea tensiunilor" și metode pentru îmbunătățirea designului protezelor de șold

Artroplastia de șold. Articulația șoldului se poate fractura și vătăma din diverse motive ca implicarea într-un accident de mașina, căderea pe scări, osteoporoza, sau boli care afectează țesutul articular (artrita reumatică). Fractura de șold este o leziune care se poate întâmpla oricui. Buford și Gosawami au menționat că, numai în anul 2000, aproape % din 500 000 de operații au fost făcute în Statele Unite ale Americii pentru pacienți în varsta de 40 de ani. Fractura de șold poate duce la invaliditate permanentă, pneumonie, embolism pulmonar și moarte. Pe plan mondial, Keyak și Falkinstein au declarat că numărul fracturilor de șold va crește la peste 6,26 milioane în anul 2050 [30,31]

Majoritatea pacienților cu fractură de șold întâmpină dificultăți în efectuarea activităților lor zilnice. În consecință, ei solicită înlocuirea șoldului sau artroplastia pentru a învinge această dificultate. O înlocuire a șoldului este o procedură de înlocuire a articulației bolnave a șoldului cu o nouă parte artificială numită proteză. Este folosită pentru a transfera sarcini de la acetabul la femur printr-o tijă de metal care este inserată în femur. Procedura are ca scop calmarea durerii și îmbunătățirea mobilității [32,33].

Generalități

Cu toate că pacienții vor putea sa se întoarcă și să se bucure de activitățile lor chiar daca nu la fel de active ca înaintea operației, posibilitatea operației de revizie înca există. Termenul de operație de revizie este folosit la înlocuirea unei articulații a șoldului înlocuită anterior. Aproape 10% din totalul pacienților ar suferi o operație de revizie. Cu toate acestea, această situație depinde de condițiile pacientului și de tipurile de proteze folosite. Pentru pacienți cu greutate mai mare și o vârstă de peste 30 ani, aproape 33% vor avea nevoie de o operație de revizie după 10 ani [34].

Având la bază cercetările lui Malchau și alții (2000), aproximativ 20% din 10 000 de pacienți operați în Suedia vor merge la revizie, dintre care 7% au folosit proteze cimentate de femur iar restul de 13% au folosit un design necimentat. Riscul unei operații de revizie este destul de ridicat în special la pacienții cu vârste înaintate și complicațiile sale includ probleme cardiace, probleme pulmonare și mortalitate. Prin urmare, posibilitatea ca acestea să apară ar trebui minimalizate [35,36]

Hevelin și alții (1993) au facut același studiu în Norvegia din septembrie 1987 până la sfârșitul anului 1990 unde majoritatea cauzelor de revizie erau slăbirea stemului, care însemna aproape 64%. În alte studii facute de Malchau și alții (1993) în Suedia din 1987 până în 1990, 79% dintre revizii erau datorate slăbirii implantului. Slăbirea implantului este un mod de defectare rezultat din mișcare sau migrare a implantului în os sau ciment. Cea mai comună cauză a slăbirii implantelor este pierderea masei osoase provocată de "blocarea tensiunilor" (stress shielding) [37,38,39,40].

Blocarea tensiunilor (stress shielding în femur se produce atunci când o parte din sarcini sunt preluate de proteză și împiedicate să ajungă la os. În mod normal, femurul iși transmite propriile sarcini externe de unul singur unde sarcina este transmisă de la capul femural prin gâtul femural până la osul cortical al femurului proximal așa cum este prezentat în Figura 2.30a. Atunci când tija rigidă este introdusă în canal, împrăștie sarcina și capacitatea de conducere cu osul. Inițial, sarcina este transmisă prin os, dar acum este transmisă prin implant și os. Prin urmare, osul este supus la o sarcină mică și, deci, la stress shielding. Partea superioară a femurului primește sarcini mai puține. Zona cu blocarea tensiunilor este mai deschisă așa cum este prezentat în Figura. 2.30b. Femurul din jurul capătului distal al componentei femurale este supraîncărcat (zona mai închisă așa cum este prezentat în Figura 2.30b). [34,41,39]

Conform legilor lui Wolff, un os dezvoltă o structură potrivită pentru a rezista forțelor care acționează asupra lui. Zonele de os care se confruntă cu încărcare sau tensiune ridicată vor răspunde prin creșterea masei osoase și zonele cu încărcare sau tensiune scăzută vor răspunde prin scăderea masei osoase. Scăderea masei osoase este cunoscută sub denumirea de resorbție osoasă și poate duce la eșecul implantului [42].

Majoritatea lucrărilor anterioare au cuantificat stress shielding-ul în femurul implantat din diferențele de tensiune cu femurul intact. De obicei, un model cu elemente finite al femurului este folosit pentru a calcula tensiunile din os. Apoi schimbarea tensiunii, datorată introducerii implantului, este folosită pentru comparare. Joshi și alții (2000) au măsurat stress shielding-ul din diferența dintre tensiunile fiecărui element în os înainte și după artroplastia totală de șold, a fost calculat și împărțit la tensiunea provocată înaintea artroplastiei totale de șold. Acestui raport i s-a făcut apoi o medie de volum pentru o zonă specifică. Weinans și alții (2000) au definit stress shielding-ul ca o schimbare a energiei de deformație (ED) din fiecare element al osului implantat comparativ cu valoarea de referință a ED din osul intact ca în ecuația (2.1) [43,44].

În care ED este calculat ca raportul dintre densitatea energiei de deformație și densitatea aparentă. Alte definiții legate de tensiune și deformație pot fi de asemenea aplicabile. Gross și Abel (2001) au măsurat stress shielding-ul prin raportul tensiunii maxime din femurul implantat și cea inițială [45].

Zona unde are loc stress shielding-ul poate fi determinată și în modelul elementului final așa cum este prezentat în Figura 2.31. Analiza compară distribuția tensiunii din materialul fără implant și cel după implant la 16 puncte diferite de-a lungul părților laterale și de mijloc. Așa cum este prezentat în Figurile 2.31a și 2.31b, tensiunea în fiecare punct (notat cu O) a fost redusă după inserarea implantului în femur. Această micșorare a avut loc atât în partea laterală cât și pe mijloc. Cele mai mari diferențe la tensiune au loc la partea medial proximală conform lui Terrier (1999) [46,33].

Alt exemplu al fenomenului de stress shielding este prezentat în Figura 2.32. Aceasta figură prezintă o comparație între tensiunile osului dintre o proteza necimentată și una cimentată la aceleași sarcini externe. Stress shielding-ul este evident redus de la proximal la distal. Sub vârful părții femurale tensiunile sunt din nou normale. Cantitatea de stress shielding este mai severă pentru părți femurale necimentate comparative cu cele cimentate datorită diferenței legate de flexibilitatea celor două metode de fixare. Mărimea părții femurale necimentate este mai mare decât a celei cimentate, prin urmare mai rigidă și preia mai multe sarcini de la os, determinând creșterea fenomenului de "stress shielding".

Pierdere de masă osoasă: Reducerea tensiunilor observate în oase cu implant va conduce la pierdere de masă osoasă. Niinimäki și alții (2001) au definit pierderea de masă osoasă ca diferența dintre partea operată și cea neoperată. Dacă este observată cu ajutorul radiografiei (x-ray film), se vor observa mici goluri de-a lungul interfeței osului/implantului. DEXA (Dual Energy X-ray of Absorptiometry) este o metodă utilizată pe scară largă pentru cuantificarea masei osoase și a densității minerale a osului (DMB) la nivelul coloanei vertebrale lombare, femurului proximal, radiusului distal și alte componente ale scheletului. Lozynsky și alții (1996) au cuantificat Continutul Mineral Osos (CMO) si Densitatea Minerală Osoasă (DMO) a femurului proximal în implantele femurale cimentate preluate din autopsie. Analiza radiografică DEXA a fost folosită pentru a cuantifica conținutul și densitatea osoasă a 13 femururi cu implanturi cementate cu durată de 12-191 luni. Regiunea proximală a suferit cea mai mare pierdere osoasă, în medie 40%. McAuley (2002) a declarat acest lucru din 426 de pacienți care au folosit implanturi necimentate; în medie 24 % au suferit pierderi de conținut mineral osos [47,48,49].

Toate aceste rezultate dovedesc că va exista o reducere în volumul femurului după operația de implantare de șold. Schimbările volumului osului și a masei vor dura cațiva ani datorită faptului că reacția cu mediul înconjurător exterior este prea scăzută [50]. Cu toate acestea, după o anumită perioadă de timp, implantul nu se va mai stabiliza în femur. Stress shielding-ul reduce suportul implantului și astfel crește riscul de slăbire a implantului. Efectele slăbirii implantului și micromișcarea protezei comparativ cu femurul poate conduce la dificultăți la efectuarea activităților zilnice ale pacienților. Dacă această situație persistă, operația de revizie va fi cea mai benefică și probabilă soluție.

Cu toate acestea, osul din jurul componentei femurale îndepărtate are mai puțină masă osoasă. Astfel, noul implant trebuie sa fie mai lung și mai gros pentru a putea fi fixat în os. Dar, aceeași problemă ca stress shielding-ul poate avea loc. Trebuie sa existe o limită cu privire la durata păstrării implantului în funcție de masa osoasă. Așadar, după analizarea acestei probleme, fenomenul de stress shielding trebuie să fie eliminat.

Studii comparative asupra fenomenului de "stress shielding"

Există două probleme principale în știința materialelor despre materialele de substituție osoasă. Acestea sunt proprietățile mecanice și biocompatibilitatea. Termenul de biocompatibilitate poate fi, pe scurt, descris ca modul de interacțiune al țesutului viu cu biomaterialul. Biomaterialul este definit ca un material de origine naturală sau artificială care este folosit pentru a conduce, a completa sau a înlocui o funcție a țesutului viu. La fel ca toate obiectele străine din corp, un implant de șold poate induce un raspuns auto-imun, care ar putea fi dezastruos pentru succesul implantului. Materialele alese ar trebui să minimizeze riscul respingerii.

Implantele de șold au fost făcute folosind o varietate de materiale cum ar fi metale, ceramice, polimerice și compozite. La începutul anilor 60, componenta femurală a implantului total de șold din oțel inoxidabil a fost unită cu o componenetă acetabulară din politetrafluoroetilenă (PTFE). Totuși, din cauza capacității scăzute de uzură, oțelul inoxidabil a fost înlocuit cu aliaje de cobalt-crom-molibden (Co-Cr-Mo), în timp ce politetrafluoroetilena a fost înlocuită cu polietilena de înaltă densitate moleculară (UHMWPE). Ambele materiale au arătat rezistența la uzură bună. Uzura poate aparea pe suprafețe care sunt mereu în contact mai ales când bila se mișcâ în interiorul cupei acetabulare la fiecare mișcare a pacientului. Ca și metalele, ceramicele precum alumina și zirconia sunt de asemenea utilizate pe scară largă pentru capul femural. De fapt, s-a constatat că rezistențele la uzură pentru alumină pe UHMWPE sunt de 20 de ori mai mici decât cele pentru metal pe UHMWPE [51].

Co-Cr-Mo este de aproape 10 ori mai rigid decât femurul, în timp ce hidroxiapatita este de aproape 19 ori mai rigidă decât femurul, așa cum este prezentat în Tabelul 2.3. Aceste diferențe pot constitui o problemă semnificativă asociată cu "stress shielding-ul", care este direct asociat cu diferența în rigiditate a femurului și materialului pentru implant. Aliajul de titan (Ti) are modul de elasticitate scăzut comparativ cu aliajele de Co-Cr-Mo și hidroxiapatita. De asemenea mai arată îmbunătățiri în ceea ce privește rezistența la uzură comparativ cu aliajele de Co-Cr-Mo și ceramicele dar are cea mai ridicată rezistență la oboseală comparativ cu toate aliajele raportate. Prin urmare, poate fi un candidat convenabil pentru componentele protezei totale de șold.

Tabel 2.3. Proprietățile mecanice ale diferitelor materiale folosite la implanturile totale de șold

Discuții asupra comportării biomaterialelor la "stress shielding"

Aproape toată munca depusă anterior care a fost efectuată pentru reducerea problemei de stress shielding s-a axat pe designul tijei. Aspecte privind rigiditatea tijei, geometria și forma au fost punctele cele mai dezbătute de către autori.

Rigiditatea implantului: Descreșterea rigidității tijei ar fi de așteptat să crească în transferul de sarcină de la tijă la femurul proximal, și astfel să descrească stress shielding-ul. Rigiditatea tijei a fost influențată de materialul de implant și secțiunile sale transversale [52].

Modulul materialului implantului este un factor de bază în transferul adecvat de tensiune către osul înconjurător. Modulul de elasticitate al tijei (ex Co-Cr este 200 GPa) este în mod obișnuit mult mai mare decât cel al osului cortical pe care îl înlocuiește, 20.3 GPa. Cu cât tija este mai rigidă, cu atât sarcina transferată este proximal, deci mai puternic stress shielding al femurului proximal. Micșorând modulul de elasticitate al implantului se îmbunătățește tensiunea de încărcare a implantului la os și poate să minimizeze deteriorarea osului din cauza stress shielding-ului [53].

Efectele flexibilității materialului de implant către stress shielding a fost studiat de către Bobyn și alții (1990). Două implante femurale cu acoperiri poroase de rigidități diferite substanțial au fost comparate, ex aliajul de cobalt-crom (Co-Cr) și aliajul de titan. Femurul cu tijă flexibilă a arătat în mod constant o resorbție osoasă mult mai mică decât cele rigide. Această descoperire a fost verificată și de Sumner și Galante (1992) care au efectuat experimentele pe câine folosind o tijă necimentată cu acoperiri poroase cu un coeficient scăzut de rigiditate. Rezultatele au arătat că pierderea de masă osoasă în partea sa proximală a fost redusă. Cu toate că tija flexibilă poate reduce fenomenul de stress shielding și resorbția masei osoase comparativ cu cea rigidă, în același timp a crescut tensiunea de-a lungul interfeței proximale a implantului/osului și poate duce la eșecul implantului [54,55,39].

Metalele poroase, care sunt de fapt compozite aer-metal, sunt de asemenea o posibilă soluție pentru reducerea modulului de elasticitate al implantului. Cu cât porozitatea crește, modulul lui Young scade. Rahman și Mahamid (2002) au încercat să folosească implantul din aliaj metalic celular care este mai ingăduitor și se comportă aproape la fel ca un femur normal. Implantul celular are o topologie ca un țesut osos spongios și a crescut transferul de sarcină la os comparativ cu implantul solid. Prin urmare, poate încetini apariția fenomenului de strees shielding. Cu toate acestea, unul dintre efectele nedorite este acela că rezistența metalului poros descrește și el semnificativ pe masură ce porozitatea crește [56].

Modificând secțiunea transversală a tijei îi poate reduce rigiditatea de încovoiere. O tijă mai groasă va lua mai multă încărcătură decât osul comparativ cu una mai subțire. De la constatările radiografice ale lui Jergesen și Karlen (2002) pacienții cu tije mai mari arată un fenomen de stress shielding mai ridicat comparativ cu pacienții cu implanturi cu tije medii sau mici. Majoritatea design-urilor obișnuite sunt să dezvolte o geometrie a tijei care restabilește, pe cât posibil, mecanismul natural de transfer de sarcină prin femurul proximal [57].

Munting și Verhelpen (1995) au proiectat un implant fără tijă care era diferit de conceptul convențional. Implantul a fost potrivit în gâtul femural și sustinut de șuruburi transtochanterice. Din experimentele lor in vivo au arătat o micromișcare minimă și din studiile clinice pe termen scurt au arătat rezistențe scăzute de eșec inițial. Cu toate acestea Muntig a susținut că implantul fără tijă era eficace pentru fixare pe termen scurt și în plus nu existau date sau rezultate semnificative care să demonstreze că problema poate fi redusă la situația reală [58].

Cercetările lui Joshi și alții (2000) au fost o extensie a celor efectuate de Munting și Verhelpen (1995). El și colegii săi au proiectat proteza cu o geometrie nouă. Potrivit lui, tija scurtată poate diminua problema stress shielding-ului și tensiunea de forfecare de-a lungul interfeței. A folosit o placă dreptunghiulară pentru a distribui uniform tensiunea de-a lungul femurului și implantului. Câteva cabluri așa cum este prezentat în Figura 2.33 au fost utilizate pentru a susține implantul. Apoi design-ul a fost comparat cu munca lui Munting și în mod convențional proiectat din diferite regiuni ale femurului folosind FEM și a prezentat mai puțin stress shielding peste tot exceptând sub trohanterul mare [43,58]

Niinimäki și altii (2001) au folosit testul DEXA pentru a măsura densitatea masei osoase (DMO) la 24 de pacienți cu implant total de șold folosind o tijă femurală anatomică scurta. Rezultatele arata ca tija proximala anatomica scurta cu acoperiri poroase ar parea fi mai bună pentru conservarea masei osoase decât proteza rigidă cimentată și mai lungă [47].

Cu toate acestea, în alte cercetări efectuate de Rietbergen și Huiskes (2001) privind investigarea efectelor micșorării lungimii tijei cu privire la transferul de sarcină în proteza de șold ABG (Anatomique Benoist Girard), s-a constatat că reducerea lungimii a crescut probabilitatea eșecului la interfață. Design-ul scurt poate avea și alte dezavantaje precum posibila pierdere a stabilității inițiale și poziționarea incorectă în timpul unei operații [59].

Optimizarea implantului: Matthecck și alții (1990) au analizat o tijă protetică cu scobitură folosing FEM și au descoperit că geometria scobiturii ajută la descreșterea tensiunii maxime de sub vârful protezei, în timp ce, în același timp crește tensiunea din osul cortical proximal cu aproape 20 %. Creșterea încărcăturii osului duce la micșorarea stress shielding-ului în această zonă. Schmidt și Hackenbroch (1994) au studiat 40 de pacienți care aveau implantate tije scobite. Din rezultatele lor clinice, au descoperit că, după un an, implanturile aveau rezultate satisfăcătoare și nu a fost raportată nici o durere de coapsă, probabil datorită efectivității elasticității crescute și fixării mai bune a tijei [60,61].

Gross și Abel (2001) au optimizat o tijă scobită pentru a reduce stress shieldingul și în același timp pentru a reduce tensiunea maximă din ciment. Diametrul interior al implantului a fost ales ca un design variabil și tensiunea din ciment a fost selectată ca fiind constrângerea design-ului. Distribuția tensiunilor în tija optimizată cu scobitură a fost comparată cu una de referință solidă. Cu toate acestea, pentru studiu a fost folosită o formă cilindrică cu un punct de încărcare simplu și condiții limite [45].

Chang și alții (2001) au proiectat o tijă cu mijloc subțire pentru a menține stabilitate satisfăcătoare. Au fost selectate două variabile pentru a îmbunătății transferul sarcinilor prin reducerea secțiunii transversale a tijei și creșterea stabilității implantului cu osul. Cele două variabile sunt prezentate în Figura 2.34 [62].

Autorul a încercat să arate legatura dintre potențial și metoda de optimizare a topologiei aplicației cu scopul de a reduce problema stress shielding-ului. Ideea optimizării topologiei este pentru a crea cea mai bună distribuție de material din interiorul unui domeniu fix pe măsură ce sunt aplicate condițiile limită. Transferul de sarcină a crescut în femur o dată cu implantele optimizate spre deosebire de cele dinaintea optimizării în părțile laterale și de mijloc. Prin urmare, s-a arătat că noile implante optimizate erau mai bune decât implantele convenționale în ceea ce privește reducerea fenomenului de stress shielding. Tabelul 2.4 sintetizează obiectivele efectuate de alte persoane în literatură cu scopul de a reduce fenomenul de stress shielding [63].

Tabel 2.4. – Diferite designuri de implante pentru reducerea stress shieldingului

Capitolul 3

Studiu de caz privind caracterizarea unor aliaje de titan din sistemul tI-mO

Materialul și metodica de cercetare

Elaborarea aliajelor din sistemul Ti-Mo

Elaborarea aliajelor de titan din sistemul Ti-Mo utilizate în aplicații ortopedice a fost realizată prin retopire cu arc în vid (RAV). Conform acestui procedeu, materialul supus rafinării este introdus sub forma unui electrod consumabil care se va topi în urma căldurii degajate de arcul electric. Arcul electric se formează între electrodul legat la polul negativ al unui redresor de curent continuu de înaltă intensitate și joasă tensiune și fundul cristalizorului, conectat la polul pozitiv al aceluiași redresor.

O instalație RAV se compune, conform Figurii 3.1, dintr-o incintă vidată în care se găsește cristalizorul din cupru, răcit cu apă, deasupra căruia se găsește suspendat electrodul susținut de către un portelectrod. Portelectrodul este parte dintr-o instalație de reglare automată a poziției electrodului față de cristalizor.

Pentru amorsarea arcului electric, electrodul consumabil este coborât până aproape de fundul cristalizorului, pe care în prealabil s-a așezat o placă metalică și așchii metalice de aceeași compoziție cu cea a electrodului. Arcul electric se formează între pata anodică de pe placa așezată pe fundul creuzetului și pata catodică de pe electrod. Temperatura mult mai ridicată a petei catodice asigură topirea locală a plăcii de fund și a extremității electrodului. Această temperatură depinde de materialul supus retopirii și de valoarea presiunii (scade odată cu aceasta), în cazul fierului ea fiind de 2500°C la presiune normală și de 1700-1800°C la presiunea de 10-1 Pa. Picăturile de metal ce se formează pe capul electrodului ating rapid greutatea ce învinge tensiunea superficială și cad în cristalizor, unde formează baia metalică.

După formarea băii metalice arcul electric se formează între extremitatea electrodului și aceasta. Solidificarea progresează de jos în sus, astfel că totdeauna pe capul lingoului retopit și solidificat se va afla o baie metalică. Procesul termic trebuie astfel condus încât temperatura în zona băii metalice să fie cu 200-300°C peste temperatura de topire a electrodului. Temperatura băii metalice este omogenizată prin convecție în mod continuu, datorită turbulenței produse prin căderea picăturilor de metal lichid în baia metalică. Sub acțiunea vidului avansat realizat în incinta de vidare și în cristalizor, are loc degazarea puternică a băii metalice în formare, și scăderea accentuată în final a conținutului de gaze (azot și hidrogen) în lingoul retopit.

Structura lingoului retopit este compactă, uniformă, cu dendrite orientate în sensul gradientului termic. Segregația zonală concentrică, ce se manifestă mai mult ca o diferențiere în granulație, apare la topire cu intensități mari și adâncime mare a băii metalice. Pentru a limita formarea retasurii la capătul lingoului, spre sfârșitul retopirii intensitatea curentului se micșorează treptat. Deoarece capacitatea calorică a plasmei arcului este relativ slabă și timpul de staționare a metalului lichid în arcul electric este foarte scurt, nu se produce o supraîncălzire a metalului. Aliajele metalice au fost obținute folosind un cuptor de retopire cu arc în vid (RAV) (Figura 3.2).

Procesul de elaborare a constat în topirea materialelor încărcate urmată de retopirea de 3 ori a probelor, pentru a mari gradul de puritate și a asigura obținerea omogenității structurii metalului topit. Pentru toate probele, procesul de elaborare a fost realizat prin retopire cu arc electric în atmosferă de argon, după o vidare prealabilă a camerei de vid la 10-4 mbar. În urma solidificării s-au obținut 4 mini-lingouri cu mase aproape constante de aproximativ 500g.

Programul experimental al cercetărilor

Asupra aliajelor experimentale au fost realizate investigații structurale conform programului experimental din Figura 3.3.

Caracterizarea chimică a aliajelor din sistemul Ti-Mo

Compoziția chimică a aliajelor experimentale obținute prin metoda RAV a fost determinată prin analiză spectrală, în cadrul laboratorului LISEOFR, din facultatea Știința și Ingineria Materialelor, cu ajutorul unui spectrometru de emisie optică prin scânteie, a cărui imagine este redată în Figura 3.4.

Principiul determinării analizei spectrale cantitative se bazează pe legatura dintre intensitatea liniei spectrale și concentrația substanței din amestec. Intensitatea unei linii spectrale depinde în mare masură de condițiile de excitare și poate fi simțitor modificată în urma unor procese de absorbție. În urma analizei spectrale s-a putut determina concentrația de Mo a aliajelor de Ti, rezultatele prelevate fiind indicate în Tabelul 3.1.

Tabelul 3.1. Compoziția chimică a aliajelor experimentale titan-molibden

Metode de investigare utilizate în cadrul cercetărilor

Investigațiile efectuate pe aliajele experimentale de titan din sistemul TiMo s-au bazat pe diferite metode care pot determina și caracteriza complex materialele propuse. Probele turnate au fost supuse următoarelor investigații:

Analiză metalografică optică, cantitativă și calitativă a aliajului turnat a fost realizată cu un microscop de tip Bx51 OLYMPUS, Figura 3.5.

Pentru vizualizarea structurii redate de microscopul optic utilizat acesta s-a cuplat la un analizor de imagine cu ajutorul software-ului Optimas. Microscopia optică pune în evidență în mod frecvent aspecte morfologice ale materialelor la măriri cuprinse între 10 și 2500 x, deci cu dimensiuni din domeniul 0,1 – 1000 m. Prin examinarea unui material pregătit în mod adecvat, la puteri de mărire de la aproximativ 100 x până la câteva mii de ori se pot observa fazele care alcătuiesc materialul, grăunții, distribuția fazelor și grăunților, natura acestora și mărimea cristalelor.

Punerea în evidență a structurii aliajelor de TiMo a fost efectuată în urma unor pregătiri în prealabil la aparatul de șlefuit folosind hârtii abrazive cu granulații diferite (180, 240, 400, 600, 800, 1000, 1200, 1500, 1800, 2000, 2500) iar pentru luciu s-a folosit soluție diamantată. Probele au fost atacate chimic cu reactivul metalografic care conține 30 ml glycol, 10 ml acid fluorhidric, 10 ml acid azotic și restul apă.

Debitarea aliajelor experimentale de TiMo a fost efectuată cu ajutorul unei mașini de tăiere prin electroeroziune cu fir, Figura 3.6.

Fenomenul de electroeroziune constă în dislocarea de materie din două obiecte, conductoare electric, aflate la o distanță unul de altul și între care există o diferență de potențial electric. În urma producerii arcului electric, o anume cantitate de materie va fi dislocată din cele două piese.

Mașinile de electroeroziune cu fir folosesc o sârma (electrod) pentru a tăia un contur dorit (programat) într-o piesă metalică, în cazul nostru aliajele de TiMo. Tăierea se face în piesă, fiind necesară practicarea unei găuri de plecare (pentru introducerea firului) sau plecarea dintr-o margine. În zona de lucru, fiecare descărcare produce un crater în piesă (material înlaturat) și o uzură a electrodului, în cazul de față în fir. Firul poate fi înclinat, făcând posibile tăieri înclinate sau profile diferite în planul de sus față de planul de jos al piesei. Firul nu intră niciodată în contact cu piesa. Firul (sârma) uzual este din cupru, cu diametrul între 0.02 și 0.3 mm.

În urma debitării aliajele de TiMo au avut o formă plană cu dimensiuni de 2 mm grosime și 6 mm lungime.

Analiza chimică a aliajelor experimentale obținute prin metoda RAV a fost determinată prin analiză spectrală, cu ajutorul unui spectrometru de emisie optică prin scânteie.

Analiza la microscopul electronic cu baleiaj, tip PHILIPS, echipat cu EDX și analizor de imagine automat, precum și la un microscop electronic cu baleiaj QUANTA INSPECT F prevăzut cu  tun de electroni cu emisie în câmp – FEG (field emission gun) cu rezoluție de 1,2 nm și spectrometru de raze X dispersiv în energie (EDS) cu rezoluția la MnK de 133 eV. Compoziția elementală a aliajelor experimentale de titan a fost investigată prin spectroscopie de raze X cu dispersie după energie (EDS), efectuată cu un analizor de tip XL-30 – ESEM TPM din dotarea unui microscop electronic baleiaj (SEM). Structura probelor evidențiate prin imagini realizate cu ajutorul microscopului electronic de baleiaj (SEM) se obține prin colectarea electronilor secundari și retroîmprăștiați în urma baleierii unui fascicul de electroni focalizat, cu energii care variază între 100 eV și 30 keV. Imaginile rezultate pot fi captate la o mărire foarte mare pentru a oferi o cantitate mare de informații despre topografia suprafeței. Fasciculul de electroni incident excită, de asemenea, raze X caracteristice care pot fi folosite în colectarea informațiilor despre compoziția elementală a probei investigate, utilizând energia sau lungimea de undă dispersate cu ajutorul detectorului de raze X. Folosind diferite tipuri de detectoare pentru fiecare dintre aceste tipuri de electroni sau fotoni, se pot crea imagini sau obține alte informații despre caracteristicile suprafeței eșantioanelor investigate. O schiță a microscopului electronic de baleiaj care prezintă componentele sale principale este prezentată în Figura 3.7.

Imaginea de electroni retroîmprăștiați permite scoaterea în evidență a distribuției spațiale a elementelor sau compușilor cu număr atomic diferit, pe adâncimi de ordinul micrometrilor. De asemenea, se pot investiga probe și pe adâncimi mai mici de 10 nm, însă evoluția compoziției poate fi măsurată cu o abatere de 0,2 %.

Tehnicile de microanaliză cu radiații X (spectrometrele WDS, respectiv EDS) folosesc radiațiile X generate de o probă bombardată cu electroni pentru a identifica constituenții elementari din compoziția chimică a probei. Ambele tehnici permit obținerea unui spectru de emisie în domeniul radiațiilor X, în care maximele corespund energiilor sau lungimilor de undă caracteristice pentru fiecare element, identificarea acestora fiind foarte simplă. Evaluările cantitative se bazează pe măsurarea înălțimii maximelor sau pe calcularea suprafețelor descrise de aceste maxime și compararea acestor date cu cele obținute de pe o probă etalon. Dintre cele două metode, cea mai folosită este spectrometria cu dispersie după energie (EDS).

Compoziția elementală a suprafețelor din aliajele de cobalt investigate a fost realizată prin utilizarea unui analizor de tip XL-30 – ESEM TPM din dotarea unui microscop electronic de baleiaj (SEM). În Figura 3.8 este prezentată imaginea microscopului ESEM dotat cu spectrometru EDS. Colectarea datelor și analiza cu EDS este un proces relativ rapid și simplu datorită spectrului complet de energii care este achiziționat simultan. Rezoluția tipică a unui detector EDS este de 70 – 130 eV (în funcție de element). Un analizor EDS detectează radiațiile X și le separă într-un spectru după energia lor, de unde și denumirea de spectrometru după energii. Utilizând un sistem EDS, toate energiile radiațiilor X incidente pe detector sunt măsurate simultan, iar achiziționarea datelor este prin urmare foarte rapidă de la un capăt la altul al întregului spectru.

Pentru examinarea unei probe necunoscute, în practică este avantajos să se utilizeze viteza de achiziție a datelor atinsă de sistemele EDS, deoarece elementele principale vor fi identificate rapid. Oricum, dacă sunt prezente doar urme ale unor elemente chimice, există posibilitatea ca acestea să nu fie identificate, ceea ce face și mai dificilă interpretarea apariției unor suprapuneri ale vârfurilor.

Spectrometrele EDS pot fi programate să analizeze câteva elemente de interes punct cu punct, în timpul scanării probei cu fasciculul de electroni existând posibilitatea obținerii unor rezultate compoziționale calitative și cantitative dintr-un singur punct de pe suprafață, de pe o direcție selectată (profil liniar), sau distribuții ale elementelor pe întreaga suprafață analizată.

Spectroscopia EDXS poate fi utilizată la identificarea compoziției elementale a unui material, pentru toate elementele cu număr atomic mai mare decât al borului. Majoritatea elementelor pot fi detectate la concentrații de ordinul 0,1 %. Energia fiecărui foton din razele X este caracteristică elementului care a produs-o. Inconvenientul folosirii EDXS, în cazul straturilor subțiri, este volumul de interacțiune, cantitatea de material excitată de electronii de incidență se extinde în întregul volum al filmului, dar și în substrat. Deși dimensiunea fasciculului de electroni poate fi de ordinul câtorva nanometri, diametrul materialului examinat este proporțional cu adâncimea materialului examinat, care poate fi chiar de ordinul micrometrilor, în funcție de energia folosită. Pentru a minimaliza acest aspect, se poate reduce tensiunea de accelerare sau se înclină proba sub anumit unghi. Vor exista unele interacțiuni cu materialul substratului, dar efectul poate fi minimizat.

Difracția de raze X (XRD) este o metodă de analiză calitativă (dar și cantitativă) nedistuctivă, care poate furniza informații structurale și chimice detaliate cu privire la cristalografia nei game largi de materiale anorganice sau organice.

Fenomenul de difracție se produce ca urmare a inteacției radiației X cu electronii atomilor, atomii fiind considerați centri de împrăștiere punctiformi. În fncție de aranjamentl atomilor, radiația împrăștiată de diferiți atomi interferă. În cazul în care diferența de drum dintre două raze difractate este un multipl întreg de lungimi de undă rezultă o interferenșă constructivă (care generează apariția unui maxim de difracție).

Această condiție restrictivă este cunoscută sub denumirea de legea sau ecuația lui Bragg:

unde

n – ordinul maximului de difracție;

λ – lungimea de undă a radiației X utilizate;

d – distanța interplanară (distanța dintre planele succesive ale familiei de plane reticulare);

θ – unghiul făcut de fasciculul incident cu plabele (hkl) și este jumătatea unghiului de difracție (2θ) dintre fasciculul incident și cel difractat.

Analiza cu raze X s-a efectuat cu un difractometru de ultimă generație tip D8 ADVANCE fabricat de Bruker AXS GmbH Karlsruhe (Germania).

Determinarea caracteristicilor mecanice a aliajului experimental din sistemul Ti-Mo a fost efectuată prin măsurarea microduritățiilor prin metoda Vickers simbolizată HV la care penetratorul este o piramidă patrulateră cu unghiul la vârf de 136ș.

Modulul de elasticitate este definit ca raportul dintre tensiunea axială și deformația axială în domeniul de valabilitate al Legii lui Hooke:

unde:

σ – tensiune axială;

E – modul de elasticitate;

ε – deformație axială.

Determinarea modulelor de elasticitate s-a realizat cu ajutorul aparatului din Figura 3.10.

Caracterizarea structurală a aliajelor experimentale Ti-Mo

Analiza de difracție cu raze X

Difractogramele aliajelor experimentale cu diferite concentrații de molibden sunt redate în Figura 3.11.

Analiza microstructurală a aliajelor experimentale

Microstructura aliajelor depinde de proporția de Mo, așa cum se observă în difractogramele din Figura 3.11. Aliajele cu un conținut de până la 8% Mo constau din martensită și fază β. Martensita în aliajele de Ti poate avea fie structura cristalografică hexagonală (α’) sau ortorombică (α”).

Pentru aliajul cu 4% Mo, atât faza α’ cât și faza α” erau prezente împreună cu faza β, în timp ce pentru concentrații mai mari de 6% există doar fazele α” și β (Figura 3.11). Acest lucru este în concordanță cu rezultatele anterioare ale lui Davis, care concluzionează că pentru aliajele din sistemul Ti-Mo, structura martensitei trece din structură hexagonală (α’) în structură ortorombică (α”) pentru aliajele cu concentrație de Mo mai mare de 6%. Pentru aliaje cu un conținut mai mare de 10% Mo, faza β devine faza dominantă a aliajului, în conformitate cu autorii anteriori. Acest rezultat confirmă faptul că este necesar un conținut de minim 10% Mo pentru a stabiliza faza β la temperatura camerei pentru aliajele din sistemul Ti-Mo pentru metoda folosită.

Evoluția microstructurală a aliajelor din sistemul Ti-Mo cu creșterea concentrației de Mo este indicat în Figura 3.12. O microporozitate rezultată din solidificarea aliajului este vizibilă în micrografice. Microstructura aliajului Ti – 4%Mo constă predominant din martensită faza α’ cu morfologie aciculară și o proporție mica de fază β reținută (Figura 3.12a). Proporția de fază β crește cu creșterea concentrației de Mo (Figurile 3.12b și 3.12c) și pentru aliajele cu cel puțin 10% Mo, microstructura constă aproape în intregime din fază β (Figurile 3.12d – f). Aceste rezultate convin cu rezultatele XRD și cu studiile anterioare privind aliajele turnate din sistemul Ti- Mo.

Separat de compoziția aliajelor, o substructură datorată procesului de solidificare este vizibilă în mod clar în interiorul sau anterior graunților de fază β din imaginile SEM (Figura 3.12). Imaginile SEM cu electronii retro-împrăștiați (Figura 3.12) împreună cu hărțile de distribuție ale Ti și Mo obținute cu EDX (Figura 3.13) arată că originea contrastului observat în Figura 3.13 este segregația chimică din interiorul grăunților de fază β, regiunile mai întunecate corespunzând concentrațiilor mai ridicate de Ti și cele mai deschise de Mo (Figura 3.13). Acest model de segregație este observat chiar și la aliaje cu concentrație scăzută de Mo și explică distribuția eterogenă a martensitei α’ observată în Figurile 3.12a și 3.12b deoarece Mo, fiind stabilizator de fază β, descrește temperatura Ms a transformării martensitice β – α, și prin urmare, proporția locală de martensită în aliaje s-a răcit până la temperatura camerei. Acest model de segregație poate proveni numai din divizarea Mo în timpul solidificării cu o interfață celulară sau dendritică solid – lichid (S/L).

Pentru a înțelege în continuare originea acestei substructuri, probele au fost studiate cu EBSD. Comparând imaginile SEM cu electronii retro-împrăștiați cu distribuție orientată printr-o reprezentare grafică a hărților, se poate observa că substructura și faza β nu au nici o relație de legătură cu privire la orientare, deoarece caracteristicile substurcturii intersectează limitele grăunților de fază β fără modificări vizibile.

O hartă tipică de distribuție a orientărilor este prezentată în Figura 3.14a. Culorile sunt asociate cu orientările cristalografice diferite ale grăunților de fază β. Diferențele de unghi de orientare dintre grăunții învecinați se observă clar, de exemplu, în profilul de orientare de la un capăt la celălalt al celor trei grăunți reprezentați in Figura 3.14b. Cu toate acestea, nu există variație semnificativă cu privire la orientarea cristalografică din interiorul fiecărui grăunte de fază β, chiar dacă în interiorul acelui grăunte există o substructură. De exemplu, unghiul de dezorientare de-a lungul grăuntelui 4 (Figura 3.14a) este mai mic de 20 (Figura 3.14c). Acest rezultat indică faptul că substructura nu depinde de orientarea cristalografică a graunților de fază β și nu manifestă nici o relație cu acestea. În plus, aceste rezultate confirmă faptul că modelul segregației nu corespunde unei structuri dendritice, așa cum se observă de obicei în materialele procesate cu laser, deoarece, la metalele cubice, brațele dendritice sunt orientate preferențial în direcțiile cristalografice <1 0 0>, așa că orientarea dendritelor trebuie să se schimbe ori de câte ori o limită a grăuntelui este depășită. Spre deosebire de acestea, celulele cresc în direcția gradientului temperaturii, perpendicular pe interfața S/L, indiferent de orientarea cristalului și poate duce la un model de segregare ca cel din Fig 3.13. Se poate conclude apoi că solidificarea acestor aliaje are loc cu o morfologie a interfeței celulare S/L, celulele fiind făcute vizibile datorită modelului segregațiilor de Ti și Mo.

Determinarea microduritații

Figura 3.15 arată variația microdurităților aliajelor din sistemul Ti-Mo cu concentrația. Toate aliajele din sistemul Ti-Mo prezintă valori mai mari decât cea a Ti cp (160 HV) [12]. Microduritatea crește puțin de la α’ – regiune cu conținut puțin până la α’’ – concentrație bogată, până atinge un maxim de 370 μHV la 8% Mo. Această creștere inițială a microdurității este cauzată de întărirea soluției solide de Ti cu adaos de Mo. Aceste observații le contrazic pe cele ale lui Ho și alții care au raportat că faza α’’ a aliajului cu 8% Mo prezintă o microduritate mai scăzută decât faza α’.

Descreșterea ulterioară a durității se datorează tranziției către o microstructură cu fază β așa cum o arată rezultatele XRD și SEM. Faza β are cea mai scăzută duritate dintre toate fazele Ti, astfel scăzând global microduritatea aliajului. O valoare minimă de 250 μHV a fost obținută pentru aliajul cu 14% Mo. Concentrații mai ridicate de Mo produc o ușoară creștere în duritate probabil datorată întăririi soluției solide.

Determinarea modulului de elasticitate a lui Young

În urma analizei efectuate au fost obținute variațiile modulului de elasticitate, rezulatele fiind prezentate în Tabelele 3.2 – 3.7.

Sinteza rezultatelor este redată în Tabelul 3.8.

Tabel 3.8 Variația parametrilor tensiune-deformație a aliajelor experimentale Ti-Mo

Variația modulului de elasticitate al aliajelor din sistemul Ti-Mo arată o orientare similară cu a microdurității (Figura 3.16). Mai întâi modul de elasticitate crește puțin până la 115 GPa pentru aliajul cu 4% Mo, care se datorează, de asemenea, întăririi soluției solide. O creștere ulterioară a conținutului de Mo produce o descreștere a modulului lui Young corespunzător tranziției microstructurii fazei β. Cu toate acestea, chiar dacă aliajele cu fază β prezintă valori mai mici ale modulului lui Young comparativ cu aliajele de fază α’+α’’+β sau cele cu α’’+β, există o valoare minimă de 80GPa pentru realizarea acestei poprietăți pentru aliajul de Ti cu 14%Mo. O creștere ulterioară a conținutului de Mo duce la o ușoară creștere a valorilor modulului de elasticitate până la 85GPa pentru aliajul cu 19%Mo. Faza β are cel mai scăzut modul al lui Young dintre toate fazele Ti, astfel cauzând aliajelor β să aibe module de elasticitate mai scăzute decât celelalte. Aceste rezultate sunt în concordanță cu cele obținute de cercetătorii anteriori în ceea ce privește aliajele preparate prin turnare. Cu toate acestea, rezultatele nu confirmă spusele lui Ho și alții, care susțin că aliajul de Ti cu 8% Mo cu faza α’’ are cel mai scăzut modul de elasticitate dintre aliajele sistemului Ti-Mo.

Aliajul Ti-14% Mo s-a dovedit a avea modulul lui Young cel mai scăzut (80GPa) în gama de concentrații chimice testate (0÷19%). Această valoare este considerabil mai scăzută decât pentru aliajul Ti-6Al-4V (105-108 GPa), aliajul Co-Cr-Mo (210 GPa) și oțelul inoxidabil 316L (200 GPa), folosite de obicei în aplicații biomedicale. Prin urmare, aliajul Ti-14%Mo arată potențial deosebit de concentrație de bază pentru aliaje care vizează implante endoosoase cu abilitate redusă de blocare a tensiunilor (stress shielding). Studiile ulterioare despre rezistența statică și cea la oboseală, rezistența la coroziune și biocompatibilitatea acestui aliaj și, în plus, dezvoltarea de aliaje ternare derivate din această concentrație este, în prezent, în desfășurare.

CONCLUZII

Din cercetările documentare și experimentale realizate în prezenta lucrare de licență se desprind următoarele concluzii:

Concluzii desprinse din cercetările documentare

Implanturile folosite în chirurgia ortopedică sunt confecționate din trei mari clase diferite de aliaje, fiecare prezentând componente caracteristice, alături de cele executate din metale pure precum titanul (Ti), tantalul (Ta) și aurul (Au);

Titanul este un element chimic cu simbolul Ti și numărul atomic 22. Este al nouălea cel mai răspândit element, ocupând 0,6% din scoarța terestră. Este un metal de tranziție lucios, de culoare argintie, cu densitate scăzută (circa 4,5 g/cm3), care suferă o transformare polimorfică la 885 C și prezintă un complex de proprietăți foarte atractive, fiind astfel recomandat pentru aplicații biomedicale: greutate specifică mică, rezistență mare la coroziune, rezistență la uzură/frecare, proprietăți non-magnetice, biocompatibilitate și rezistență specifică mare.

Titanul și aliajele sale biomedicale sunt considerate cele mai bune materiale metalice pentru aplicațiile în ortopedie. Configurația sa electronică, [Ar] 4s2 3d2, face ca titanul să prezinte la temperatura camerei o structură cristalină de tip hexagonal compact

Forma cea mai pură a titanului (gradul I) este și cea mai ductilă, mai moale și mai fragilă având rezistența la tracțiune în valoare de 240 MPa. Titanul de grad 4 are o rezistență la tracțiune de 500 MPa, rezistență ce poate fi îmbunătățită prin deformare plastică la rece până la 800 MPa, acest material fiind folosit în aplicații biomedicale.

Introducerea aliajelor de titan pentru aplicații biomedicale a fost luată în considerare prin prisma proprietăților mecanice, care sunt inferioare comparativ cu aliajele de CoCr sau oțelurilor inoxidabile. Astfel, aliajele de titan au modulul de elasticitate de 110 GPa, ceea ce reprezintă circa jumătate din valoarea modulului de elasticitate al aliajelor din sistemul CoCr, dar de cel puțin șapte ori mai mare față de cel al țesutului osos.

Proiectarea și procesarea termo-mecanică a aliajelor de titan a permis producerea materialelor de implant cu proprietăți îmbunătățite. Cu toate că nivelurile de rezistență pentru aliajele ortopedice sunt în general acceptabile, totuși, există tendința de ingrijorare cu privire la modulele de elasticitate ridicate ale aliajelor comparativ cu cele ale osului. În cazul în care nu este optimizat se ajunge în cele din urmă la fisurarea protezei sau producerea de fracturi.

Deși titanul și aliajele sale sunt materiale de alegere pentru implantare, datorită caracteristicilor sale favorabile, aplicațiile sale în suprafețele articulare rămane însă limitată datorită proprietăților sale tribologice scăzute care se datorează rezistenței sale scăzute la forfecarea plastică și protecției scăzute indusă de oxizii de suprafață.

Titanul este utilizat pentru implanturi încă din 1930, când s-a constatat că este mai bine tolerat de corpul uman decât oțelul inoxidabil sau aliajul Co-Cr-Mo. Titanul și aliajele sale sunt utilizate pe scară largă la realizarea dispozitivelor și componentelor biomedicale, datorită proprietăților lor și anume: modul de elasticitate relativ scăzut, rezistență mecanică ridicată, rezistență bună la oboseală, formabilitate, prelucrabilitate, biocompatibilitate și rezistență la coroziune.

Titanul si aliajele de titan, fiind materiale metalice biocompatibile cu proprietăți mecanice specifice și cu rezistență bună la coroziune au inceput sa fie utilizate pentru implanturile chirugicale de șold.

Șoldul este o articulație anatomică foarte importantă pentru realizarea activităților zilnice cum ar fi mersul la muncă, jocurile, ciclismul, ridicatul de pe scaun, urcatul scărilor etc. Din nefericire, nu există garanția că șoldul va fi mereu într-o condiție bună.

Implanturile de șold se pot clasifica în funcție de mai multe criterii: modul de înlocuire (total sau parțial) și numărul de componente ale implantului. La rândul său, fiecare tip de implant se poate clasifica în funcție de complexitatea sa sau de materialul din care este realizat.

În paralel cu ameliorarea tipului protezelor și a tehnicilor chirurgicale pentru montarea implantului, este urmărită și îmbunătățirea calității materialelor utilizate, materiale care trebuie sa posede anumite proprietăți și anume: compoziție chimică biocompatibilă pentru a evita reacțiile adverse ale organismului uman, rezistență excelentă la coroziune în corpul uman, rezistență acceptabilă ca să susțină încărcarea ciclică suportată de articulație, modul de elasticitate mic pentru a reduce resorbția osoasă și rezistență mare la uzare pentru a minimiza generarea de particule.

Concluzii desprinse din cercetările experimentale proprii

Au fost realizate diferite aliaje de titan din sistemul Ti-Mo cu compoziții ale molibdenului aflate în domeniul (4-19)%Mo prin metoda RAV. Asupra aliajelor experimentale au fost realizate investigații structurale bazate pe diferite metode care pot determina și caracteriza complex materialele propuse, astfel:

Determinarea compozitiei chimice prin analiza spectrala,

Analiza structurala realizata prin microscopie óptica cantitativa si calitativa, microscopie electrónica cu baleiaj si difractii de raze X,

Determinarea caracteristicilor mecanuice prin identificarea valorilor de microduritate, trasarea curbelor tensiune-defoirmatie si evidentierea modului de elasticitate Young.

Microstructura aliajelor depinde de proporția de molibden. Aliajele cu un conținut de până la 8%Mo constau din martensită și fază β. Martensita în aliajele de titan poate avea structură cristalografică hexagonală (α’) sau ortorombică (α’’).

Pentru aliajele din sistemul Ti-Mo, structura martensitei trece din structură hexagonală (α’) în structură ortorombică (α”) pentru aliajele cu concentrație de Mo mai mare de 6%. Pentru aliaje cu un conținut mai mare de 10% Mo, faza β devine faza dominantă a aliajului. În concluzie este necesar un conținut de minim 10% Mo pentru a stabiliza faza β la temperatura camerei pentru aliajele din sistemul Ti-Mo pentru metoda folosită.

Determinarea valorilor de microduritate a aliajelor experimentale din sistemul Ti-Mo a arătat că toate aliajele studiate prezintă valori mai mari decât cea a Ti cp (160 HV). Microduritatea crește de la o valoare minimă de 240 μHV obținută pentru aliajul cu 12%Mo până atinge un maxim de 370 μHV pentru aliajul cu 8%Mo.

Variația modulului de elasticitate al aliajelor din sistemul Ti-Mo arată o orientare similară cu a microdurității. Mai întâi modului de elasticitate crește puțin până la 120 GPa pentru aliajul cu 8% Mo, după care, o creștere ulterioară a conținutului de Mo produce o descreștere a modulului lui Young până la o valoare minimă de 75GPa pentru aliajul cu 12%Mo. Acestă valoare minimă este considerabil mai scăzută decât pentru aliajul Ti-6Al-4V (105-108 GPa), aliajul Co-Cr-Mo (210 GPa) și oțelul inoxidabil 316L (200 GPa), folosite de obicei în aplicații biomedicale. Prin urmare, aliajul Ti-12%Mo arată potențial deosebit de concentrație de bază pentru aliaje care vizează implante endoosoase cu abilitate redusă de blocare a tensiunilor (stress shielding). Studiile ulterioare despre rezistența statică și cea la oboseală, rezistența la coroziune și biocompatibilitatea acestui aliaj și, în plus, dezvoltarea de aliaje ternare derivate din această concentrație este, în prezent, în desfășurare.

Bibliografie

http://ro.wikipedia.org/wiki/Titan;

Aloman, A., Tratat de Știinta i Ingineria Materialelor Metalice/ titan. Vol. 3, 2009;

Dujovne Ar, B.J., Kryer JJ, Miller JE, Brooks CE, Mechanicel compatibility of noncemented hip protheses with the human femur, Journal Arthroplasty, 8: p. 7-22, 1993;

Engh CA, B.J., The influence os stem size and estent of porous coating on femoral bone resorption after primary cementless hip arthoplasty, Clinical Orthopaedichal Relat Res, 231: p. 7-28, 1988;

Cheal EJ, S.M., Hayes WC, Role of loads and prothesis material properties on the mecanics of the proximal femur after total hip arthroplasty, Journal Arthroplasty Res, 10: p. 405-422, 1992;

Prendergast P, T.D., Journal Biomed Eng, 12: p. 379, 1990;

Huiskes R, W.H., van Rietbergen B, The relationship between stress shielding and bone resorption around total hip stems and the effets of flexible materials. Clinical Orthopaedichal Relat Res, 274: p. 124-134, 1992;

Charnley J, Cupic Z, Clin Orthop, 95: 9–25, 1973;

Harty M, Orthop Clin North Am, 13: 667–79, 1982;

Scholes SC, Unswrth A, Goldsmith AA, J. Phys Med Biol, 45: 3721–35, 2000;

Margaret A, McGee Donald W, Howie, Costi Kerry, Haynes David R, Corinna I, et al, Wear, 241: 158–165, 2000;

McCalden RW, Howie DW, Ward L, Subramanian C, Nawana NS, Pearcy M, J. In: Trans. 41st Ann. Meet. Orthop. Res. Soc., vol. 20, p. 242, 1995;

Tipper JL, Firkins PJ, Ingham E, Fischer J, Stone MH, Farrar R, J Mater Sci: Mater Med, 10: 353–62, 1999;

Akahori T, Niinomi M, Fukui H, Suzuki A, Hattori Y, Niwa S, et al, Titanium 2003 science and technology. Weinhem, Germany: Wiley VCH Verlag, GMBH and Co. KGaA, 2003;

Jun Cheol OH, Yun Eunsub, Lee Sunghak, Metall Mater Trans, 35A: 525–34, 2004;

Long Marc, Rack HJ, Mater Sci Eng C, 25: 382–8, 2005;

Choubey Animesh, Basu Bikramjit, Balasubramaniam R, Mater Sci Eng A, 379: 234–9, 2004;

Long M, Qazi JI, Rack HJ, Titanium 2003 science and technology. Weinhem, Germany: Wiley VCH Verlag, GMBH and Co. KGaA, p. 1691–8, 2003;

Peterson MB, Calabrese SJ, Stup B. NTIS ADA 124248, US, Department of Commerce, 1992;

Peterson MB, Li SZ, Jiang XX, Calabrese SJ. In: Proceedings 16th Leeds-Lyon symposium, Villeurbanne, France, 1989;

Peterson MB, Li SZ, Jiang XX, China Program. NSF Grant INT, 8617231, 1989;

Long M, Rack HJ, Biomaterials, 19: 1621–39, 1998;

www.wikipedia.org/wiki/hip_replacement;

www.rne.ro;

Ghiban B, Metallic Biomaterials, Ed Printech, 1999;

www.memagazine.org;

Okazaki Yoshimitsu, Gotoh Emiko, Biomaterials 2005; 26: 11-21;

Tudor Andrei, Frecarea și uzarea materialelor, Ed Bren, București 2002;

Laurian Tiberiu, Contribuții privind studiul proceselor tribologice din protezele de șold, Teză de doctorat, 2004;

Buford, A and T.Goswami, Review of wear mechanisms in hip implants: Paper I-General, Materials and Design, 2004, 25: 385-393;

Keyak, J.H. and Y. Falkinstein, Comparation of in situ and in vitro CT scan-based finite element model predictions of femoral fracture load. Med. Eng. Phys, 2003, 25: 781-787;

Lieberman, J.R., B.J.Thomas, G.A.M. Finerman and F.Dorey, Patients reasons for undergoing total hip arthroplasty can change over time. J. Arthroplasty, 2003, 18: 63-68;

Terrier, A., Adaptation of bone to mechanical stress: Theoretical model, experimental identification and orthopedic applications. Ph.D.Thesis, Swiss Federal Institute of Technology, 1999;

Kuiper, J.H., numerical optimization of artificial hip joint designs. Ph.D. Thesis, Katholieke Universiteit Nijmegen, 1993;

Malchau, H., P.Herberts, P.Söderman and A.Odén, Prognosis of total hip replacement, update and validation of results from the Swedish National hip arthroplasty registry 1979-1998. Proceedings of the Scientific Exhibition Presented at the 67th Annual Meeting of the American Academy of Orthopaedic Surgeons, 2000;

Pagnano, M.W., L.A.McLamb and R.T.Trousdale, primary and revision total hip arthroplasty for patients 90 years of age and older. Mayo Clin.Proc., 78: 285-288, 2003;

Havelin, L.I.,B.Espehaug, S.E.Vallset, L.B.Engesæter and N.Langeland, The Norwegian arthroplasty register. A survey of 17,444 total hip replacements. Acta Orthopaedica Scandinavica, 64: 245-251;

Malchau, H., P.Herberts and L.Ahnfelt, Prognosis of total hip replacement in Sweden. Follow-ip of 92,675 operations performed 1978-1990. Acta Orthopedica Scandinavica, 64: 97-506, 1993;

Huiskes, H.W.J., H.Weinans and B. van Rietbergen, The relationship between stress shielding and bone resorption around total hip stems and the effects of flexible materials. Clin. Orthopaedics, 274: 124-134, 1992;

Tang, H., Y.Jiang, X.Z.Luo, S.M.Ren and H.K.Genant, Assessment of periprosthetic bone loss after total hip arthroplasty. Chin.Med.J., 115: 510-513, 2002;

Paul, J.P., Strenght requirements for internal and external prostheses, J.Biomechanics, 32: 381-393, 1999;

Bugbee, W.D., C.J.Sychterz and C.A.Bugh, Bone remodeling around cementless hip implants. Southern Med, J., 89: 1036-1040, 1996;

Joshi, M.G., S.G.Advani, F.Miller and M.H.Santare, Analysis of a femoral hip prosthesis designed to reduce stress shielding. J.Biomechanics, 33: 1655-1662, 2000;

Weinans,H., D.R.Sumner, R.Igloria and R.N.Natarajan, Sensitivity of periprosthetic stress-shielding to load and the bone density-modulus relationship in subject-specific finite element models. J.Biomechanics, 33: 809-817, 2000;

Gross, S. and E.W.Abel, A finite element analysis of hallow stemmed hip prostheses as a means of reducing stress shielding of the femur. J.Biomechanics, 34: 995-1003, 2001;

Swanson, S.A.V., Mechanical Aspects of Fixation. The Scientific Basis of Joint Replacement, Swanson S.A.V and M.A.R.Freeman (Eds.), Pitman Medical Publisher, Turnbridge Wells, pp:130-157, 1977;

Niinimäki, T.J.Junila and P.Jalovaara, A proximal fixed anatomic femoral stem reduces stress shielding. Intl.Orthopaedics, 25: 85-88, 2001;

Lozynsky, A.J., R.C.Sedlacek and D.O.O’Connor, Quantification of bone loss in the proximal femur after cemented total hip replacement using DEXA on autopsy retrieved specimens. Proceedings of Ameican Academy of Orthopaedic Surgeons 1996 Annual Meeting-Scientific Program, Paper No.532, 1996;

McAuley, J.P., Stress shielding and clinical outcome, Available at: http://www.slackinc.com/bone/otie/supp/1102/mcauley.asp, 2002;

Bagge, M., A model of bone adaptation as an optimization process. J.Biomechanics, 33: 1349-1357, 2000;

Katti, K.S., Biomaterials in total joint replacement. Colloids and Surfaces B:Biointerfaces, 39: 133-142, 2004;

Diegel, P.D., A.U.Daniels and H.K.Dunn, Initial effect of collarless stem stiffnes on femoral bone strain. J.Arthroplasty, 4:173-178, 1989;

Bitsakos, C., J.Kerner, I.Fisher and A.A.Arnis, The effect of muscle loadins on the simulations of bone remodelling in the proximal femur. J.Biomechanics, 38:133-139, 2005;

Bobyn, J.D., A.H.Glassman, H.Goto, J.J.Krygier, J.E.Miller and C.E.Brooks, The effect of stem stiffness on femoral bone resorption after canine porous-coated total hip arthroplasty. Clin. Orthopaedics, 261: 196-213, 2005;

Sumner, D.R. and J.O.Galante, Determinants of stress shielding: Design versus materials versus interface. Clin. Orthopaed. Related Resc., 274: 2002-212, 1992;

Rahman, A. and M.Mahamid, Functionally graded cellular metal alloys for joint implants. Proceedings of the 15th ASCE Engineering Mechanics Conference, Columbia University, New York, NY, 2002;

Jergesen, H.E. and J.W.Karlen, Clinical outcome in total hip arthroplasty using a cemented Titanium femoral prosthesis. J.Arthroplasty, 17: 592-599, 2002;

Munting, E. and M.Verhelpen, Fixation and effect on bone strain pattern of a stemless hip prosthesis. J. Biomechanics, 28: 949-961, 1995;

Rietbergen, B.V. and R.Huiskes, Load transfer and stress shielding of the hydroxyapatite-ABG hip: A study of stem length and proximal fixations. J. Arthroplasty, 16: 55-63, 2001;

Mattheck, C., U.Vorberg and C.Kranz, Effects of hollow shaft endoprosthesis on stress distribution in cortical bone. Biomed. Eng., 35: 316-319, 1990;

Schmidt, J. and M.H. Hackenbroch, The cenos hollow stem in total hip arthroplasty: First experiences in a prospective study. Arch. Orthopaed. Trauma Surg., 113: 117-120, 1994;

Chang, P.B., B.J. Williams, K.S.B. Bhalla, T.W. Belknap, T.J. Santner, I.W. Notz and D.L. Bartel, Environmental variables design and analysis of robust total joint replacements: Finite element model experiments with environmental variables. J. Biomechanical Eng., 123: 239-246, 2001;

Ridzwan, M.I.Z., Solehuddin Shuib, A.Y. Hassan, A.A. Shokri and M.N.M. Ibrahim, Optimization in implant topology to reduce stress shielding problem, J.Applied Sci., 6: 2768-2773, 2006.