1. STUDIU 1.1. ANATOMIA ARTICULAT

Una dintre problemele majore ale artroplastiei

implanturilor. În cele mai bune cazuri speranţa de viaţă (durabilitatea) unuila 20 - 25 de ani. Statisticile arată că dupărigiditate a prinderii etc, toate acestea fiindŞoldul este o articulaţie sinovială de tip sfericdintre trunchi şi membrul inferior liber, care participăşi locomoţiei. Articulaţia şoldului realizeazăsprijinului mono sau bipodal, cât şi faza de pendulare a membrului

unde se unescuneistrategicălabrum acetabularcerculuimaxim al capuluifemural, se realizeazăacestdeosebire de articulaţialiberate în

proximală, capulîngusteazăse află o proeminenţă2/3 dintrmic la femei. ogival care aproximează o sferă, explicândarticulaţiei

Capsulamai mare acetabularăpartea

Membrana sinovială tapeteaza nivelul inserţiei capsule pe col, ea se reflect acoperind atât fibrele retinaculare ale femural. Acestea vor forma la nivelul şanţului

ANATOMIA ARTICULATIEI COXO-FEMURALE :

majore ale artroplastiei şoldului o reprezintă durata de viaţăsperanţa de viaţă (durabilitatea) unui astfel de implantdupă aproximativ 10 - 15 ani încep să apară probleme de stabilitate, de

fiind manifestate prin durere. sinovială de tip sferic formată de capul femural şi de acetabul. Se situează la joncţiunea

membrul inferior liber, care participă şi asigură efectuarea în condiţii optimerealizează atât transmiterea greutăţii corpului de la pelvis spre femur înfaza de pendulare a membrului necesară deplasării.

Acetabulul este o fosă adâncă în partea laterală a fiecăruiunde se unesc cele trei oase: Ilium, Pubis si Ischium. unei semisfere cu diametrul de aproximativ 60 mm şistrategică pe faţa laterală a istmului osului coxal. Acetabulullabrum acetabular acoperă 2/3 din suprafaţa capuluicercului descris de marginea labrumului fiind maimicmaxim al capuluifemural, se realizează un efect de contenţieacest fel acetabulul este strâns ferm în jurul capuluideosebire de articulaţia umărului, se restrâng magnitudinileliberate în favoarea unui plus de stabilitate.

Femurul este cel mai mare os din corpul uman. La extremitateaproximală, capul rotunjit se articulează cu osul coxalîngustează în zona gâtului (colul femural). Lateral faţă de gât, pe exterior, se află o proeminenţă numită marele trohanter. Capul2/3 dintr-o sferă cu diametrul cuprins între 42 - 56 mm, fiindmic la femei. Din punct de vedere geometric, esteogival care aproximează o sferă, explicând in congruenţaarticulaţiei neîncărcate.

Capsula articulară are forma unui manşon cilindric cu o circumferinţămai mare acetabulară şi alta mai mică femurală. Eapartea superioară şi anterioară unde atinge o grosime de 10

faţa profundă a capsule şi cele două feţe ale labrumuluireflect pe suprafaţa acestuia şi îl îmbracă până la joncţiunea cu capul,

retinaculare ale capsule cât şi vasele cervical ascendente destinateşanţului subcapitaluninel anastomotic subsinovial.

durata de viaţă relativ scurtă a astfel de implant poate ajunge până

probleme de stabilitate, de

şi de acetabul. Se situează la joncţiunea optime a ortostatismului

corpului de la pelvis spre femur în faza

laterală a fiecărui os coxal, oase: Ilium, Pubis si Ischium. Acetabulul are forma

semisfere cu diametrul de aproximativ 60 mm şi ocupă o poziţie coxal. Acetabulul împreună cu

capului femural. Diametrul maimic decât diametrul

efect de contenţie articulară. În capului femural încât, spre magnitudinile gradelor de

uman. La extremitatea sa coxal în acetabul. Capul se

femural). Lateral faţă de gât, pe exterior, trohanter. Capul femural reprezintă

56 mm, fiind în general mai Din punct de vedere geometric, este considerat un sistem

congruenţa elastic naturală a

cilindric cu o circumferinţă femurală. Ea este mai puternică în

atinge o grosime de 10-12 mm.

feţe ale labrumului acetabular. La până la joncţiunea cu capul,

destinate nutriţiei capului subcapitaluninel anastomotic subsinovial.

1.2. CINEMATICA ARTICULATIEI SOLDULUI

Transferul greutăţii trunchiului, capului şi a membrelor superioare spre membrele inferioare către sol se face prin centrura pelviană şi articulaţiile şoldului. Prin intermediul articulaţiilor şoldului, corpul este deplasat în spaţiu de membrele inferioare (locomoţia). Articulaţia şoldului realizează legătura dintre cadrul rigid al bazinului şi femur ca element mobil al membrului inferior liber, asigurând statica şi locomoţia.

Datorită formei sferice, articulaţia posedă o stabilitate intrinsecă. La nivelul articulaţiei iau naştere forţe mari produse de muşchii periarticulari puternici, care echilibrează greutatea corpului amplificată de pârghiile osoase. Orice imperfecţiune a mecanismului articular modifică distribuţia forţelor intra-articulare, producând modificări degenerative.

În funcţie de dispoziţia muşchilor periarticulari, mişcările articulaţiei se realizează în cele trei plane anatomice şi sunt împărţite în trei mişcări fundamentale de rotaţie (după planele în care se desfăşoară).Cele trei axe care definesc mişcările sunt ortogonale şi se intersectează în centrul capului femural.

Considerând punctul fix la nivelul bazinului, atunci membrul inferior (piciorul) poate realiza următoarele mişcări: mişcarea de flexie-extensie, mişcarea de abducţie-adducţie şi mişcarea de rotaţie internă-externa. Planele în care se găsesc cele trei axe sunt planele anatomice: planul frontal, planul sagital şi planul orizontal.

Împreună cu întreg membrul inferior, articulaţia şoldului participă la toate mişcările ce constituie activitatea de zi cu zi a unui individ. Astfel, urcatul scărilor presupune o flexie de 670, iar coborârea o flexie de doar 360. Mişcarea maximă de flexie a şoldului este necesară pentru activităţi precum legarea şireturilor la pantofi sau pentru ridicarea unui obiect de pepodea (în medie 1200). Solicitarea maximă în plan frontal şiorizontal apare în poziţii precum cea necesară închiderii încălţămintei cu piciorul pus peste coapsa opusă. Valorile medii calculate pentru mişcările cotidiene indică o implicare a şoldului de minim 1200 în flexie, de 200

în abducţie şi de 200 în rotaţie externă.

1.3. SCOPUL PROIECTULUI

Cunoaşterea forţelor care acţionează asupra articulaţiei şoldului este necesară multor activităţi de cercetare în domeniul protezelor. De exemplu, implanturile noi necesită efectuarea de teste la oboseală în condiţii fiziologice de încărcare, înainte de a fi utilizate clinic. Optimizarea funcţională a protezelor presupune cunoaşterea acestor forţe. Datele de încărcare fac posibilă prevenirea pacienţilor cu fracturi de femur sau de bazin în legătură cu activităţile fizice pe care ar trebuisă le evite.

Scopul proiectului este acela de a crea, prin metode informatice

avansate, elementele necesare pentru ca protezarea să aibă caracter personalizat, adaptat fiecărui individ. Din acest punct de vedere, proiectul se adreseaza diversitatii biologice, pe care isi propune sa o conserve, prin fundamentarea stiintifica si dezvoltarea de tehnologii care sa respecte si sa mentina caracterul particular al fiecarui individ. In acest context, obiectivul specific al proiectului este demonstrarea posibilitatii de obtinere a protezelor personalizate prin sinterizare, folosind modele 3D generate de calculator.

Proiectul isi propune sa imbunatateasca cunostintele tehnice, tehnologice si medicale referitoare la activitatea de protezare a soldului. Aplicatia software realizată in cadrul proiectului, adica aplicatia de modelare si vizualizare tridimensionala, vor permite studierea osului femural proximal pe o cazuistica bogata si fara “atingerea pacientului”.

Compozitia chimica, ca si design-ul protezei pot varia de la un model la altul. Alegerea protezei trebuie sa se bazeze pe cunoasterea aprofundata a implicatiilor biomecanice si de biocompatibilitate pe care le ridica decimentarea, uzura si alte posibile efecte legate de forma protezei sau de calitatea materialelor din care ea este manufacturata.

Fiecare proteza isi are avantajele si dezavantajele ei. Problema este de a alege tipul de proteza care se poate substitui mai bine biomecanicii complexe a articulatiei soldului si care se poate adapta mai bine particularitatilor morfofunctionale ale cazului in speta.

O proteza trebuie sa realizeze urmatoarele deziderate: • O rezistenta adecvata pentru a suporta solicitarile repetate ale greutatii corpului pe toata durata

functionarii, fara fracturi de oboseala ale componentelor ei; • Frecare redusa intre suprafetele articulare; • Rezistenta mare la uzura; • Fixare solida si durabila la nivelul osului; • Rezistenta la coroziune sau degrdare in mediul ostil al corpului uman; • Compatibilitate biologica buna; • Tehnologie de fabricatie simpla si ieftina.

1.4. PROTEZA ARTICULARĂ DE SOLD

ArticulaAia de sold, din punct de vedere anatomic, face legatura intre femur

(partea superioara a piciorului) si osul coxal. Aceasta este o articulatie sferica, cu functia de sustinere a corpului si de executare a miscarilor de mers.

Cele mai frecvente accidente ale articulatiei de sold anatomice constau in desprinderea articulatiei, prin iesirea capului femural din cupa osului coxal precum si, mai grav, in ruperea capului femural.

Proteza totala de sold constituie solutia chirurgicala de inlocuire a articulatiei coxo-femurale care asigura pacientului grade de miscare apropiate de cea anatomica, cu o durata de utilizare de 20-30 de ani.

Vedere de ansamblu a tehnicii chirurgicale:

1. Cap sferic; 2. Tijă femurală; 3. Cupă acetabulară; 4. Os femural; 5. Os coxal;

Elemente componente ale protezei totale de sold:

1. Os cortical; 2. 2a. Os trabecular; 3. 3a. Ciment acrilic; 4. Componenta metalica a protezei (tija si capul femural);

4.a. Sustinerea metalica a cupei acetabulare; 5. Cupa acetabulara.

Asa cum se observa din figurile de mai sus, exista mai multe variante tehnice de realizare a protezei de

sold, aceastea au evoluat in timp odata cu cresterea performantei materialelor si a solutiilor oferite de biomecanica miscarilor in articulatia sferica.

Proteza pe care am modelat-o in proiect este o proteza modulara, intrucat capatul sferic este realizat separat de tija si asamblat prin filetare cu aceasta.

Realizarea articulatiei sferice dintre capul femural sferic si cupa acetabulara din combinatii de aliaje metalice cu materiale nemetalice (polimerice, compozite) constituie solutia cea mai indicata in tehnica

protezarii, acest aspect fiind pus in evidenta de momentul de frecare in articulatie. Cel mai ridicat moment de torsiune in articulatia protezei apare in cazul realizarii acesteia sub forma metalica. Valoarea momentului de torsiune, deci a frecarii, scade sensibil atunci cand este utilizata o combinatie de elemente metalice si polimerice/compozite in realizarea articulatiei protezei.

Elementele componente ale tijei de sold se realieaza de catre firme specializate, intr-o gama variata de design-uri si materiale.

Tija femurala este procesata numai din materiale metalice sau aliaje, precum Ti6Al4V, mai ales prin operatii de matritare la cald.

Variante de tije protetice modulare:

a) Tija Duh b) Tija cu pivot

a) b)

Capul femural sferic constituie elementul esential al articulatiei protezei de sold, acesta fiind realizat din materiale metalice sau ceramice.

Variante constructive ale capului femural sferic:

a) Sfera ceramica b) Sfere metalice

Capul femural metalic se executa prin operatii de matritare la cald, dupa care urmeaza operatii de prelucrari mecanice, tratamente termice si de finisare. Capul modular se fixeaza prin presare si infiletare pe pivotul tijei femurale, cele doua componente avand suprafete conice ajustate corespunzator.

Modul de asamblare al capului sferic, cu pivotul tijei femurale

a) Tija Cenator; b) Tija Cti; c) Tija cu cap ceramic;

Cupa acetabulara constituie al doilea element al articulatiei sferice in care se

roteste capul sferic. Cupa poate fi realizata din materiale metalice sau polimerice. Suprafata exterioara poate fi acoperita cu straturi ceramice pentru o mai buna aderenta si fixare in cavitatea coxo-femurala (acetabulara). Cupa metalica se realizeaza din tabla laminata, din aliaje de Ti, prin ambutisare si prelucrari mecanice.

Neajunsul esential al articulatiei de sold consta in desprinderea cupei acetabulare de capul femural, fenomen ce poate fi determinat de aspecte biomecanice sau cauze accidentale produse de pacient, precum si de desprinderea cimentului de fixare proteza-os. In ultimii ani, combinatiile dintre metale, masele plastice si ceramice, precum si straturile superficiale au castigat teren in realizarea articulatiilor artificiale. Siguranta si durata in functionare a implantului sunt preocupari majore comune ale producatorilor si chirurgilor, care aleg cele mai bune materiale pentru producerea si design-ul implantului.

1.5. MATERIALE UTILIZATE ÎN ELABORAREA PROTEZEI. PROPRIETĂTI.

Cele mai numeroase utilizări în domeniul implanturilor şi protezelor, dintre materialele metalice, le are titanul şi aliajele pe bază de titan, în special pentru cele care sunt introduse o perioadă de timp relativ îndelungată în corpul uman.

În ultimii ani, titanul şi aliajele sale au început să fie folosite pe scară foarte largă ca biomateriale metalice. Titanul este unul din cele mai răspandite metale in natură.

Tehnologia de obţinere a titanului este scumpă pentru că titanul este puternic legat chimic in compuşii existenţi ca minerale (minereuri de titan); titanul reacţionează puternic cu multe elemente chimice; titanul absoarbe gaze; elementele magneziu şi sodiu utilizate la reducerea metalotermică a TiCl4 sunt scumpe; obţinerea titanului de inaltă puritate prin electroliză sau prin metoda iodurii este scumpă.

Aspecte microstructurale caracteristice pentru Ti pur

Aliajul de titan cel mai des utilizat este de tip Ti6Al4V. Modulul de elasticitate al aliajului este puţin mai

mare decat al titanului, fiind de aproape cinci, şase ori mai mare decat al osului compact. În general, titanul şi aliajele de titan au demonstrat, pentru implantele şi protezele introduse în organism, prezenţa unor interfeţe descrise ca fiind “osteointegrate”.

Titanul şi aliajul tip Ti6A14V sunt utilizate pentru excelenta lor rezistenţă la coroziune şi pentru modulele lor de elasticitate care sunt aproximativ jumătate din cele ale oţelului inoxidabil austenitic. Aceste module mai scăzute duc la obţinerea unor dispozitive cu o rigiditate mai mică care pot fi avantajoase pentru anumite aplicaţii, cum sunt cele de implantare. Problemele legate de titan sunt sensibilitatea mare la fracturare şi rezistenţa slabă la uzură care pot conduce la eliberarea unor resturi de materiale, dacă acesta nu este testat atent în vederea fabricării implantelor.

Microstructura tipică a unui aliaj tip Ti6Al4V

În ciuda unui număr mare de metale şi aliaje cunoscute, foarte puţine ne dau posibilitatea utilizării lor ca materiale de implant.

Două condiţii esenţiale trebuiesc îndeplinite: • Toleranţa între osul viu şi materialul inert (compatibilitatea biologică) • Stabilitatea mecanică imediată şi în timp a materialului (compatibilitatea mecanică).

Un biomaterial ce înlocuieşte un volum echivalent de ţesut uman, poate avea o greutate diferită datorită diferenţei de densitate. In cazul nostru, pentru Titan, este vorba de o densitate de 4,5 g/cm3.

Materialul utilizat in elaborarea protezei nu trebuie sa prezinte porozitate, aceasta fiind o caracteristică nedorită, deoarece porii concentrează tensiuni scăzând rezistenţa mecanică.

Determinarea proprietăţilor mecanice reprezintă una dintre principalele etape în caracterizarea unui biomaterial pentru utilizarea acestuia în medicină. Pentru un material supus unei deformări mecanice, tensiunea de deformare se defineşte ca forţa raportată la unitatea de suprafaţă

O altă proprietate mecanică foarte importantă este rezistenţa la oboseală, Aceasta descrie faptul că un material supus unor solicitări alternative, în flexiune sau în rotaţie, suferă o deteriorare progresivă care va conduce la naşterea unei fisuri în zona cea mai solicitata. Deteriorarea mecanică a biomaterialelor se produce prin rupere.

Ruperea unui biomaterial poate fi caracterizată prin cantitatea de energie pe unitatea de volum, necesară pentru a se produce ruperea, şi este denumită tenacitate

Proprietăti mecanice : Proprietăţi mecanice Material Rezistenta la tracţiune

[MPa] Limita de curgere [MPa]

Alungirea [%]

Ti-6Al-4V 860 795 4 Ti-6Al-7Nb 900 800 8

Coroziunea reprezintă o reacţie chimică nedorită a metalului cu mediul înconjurător, având ca rezultat

continua degradare în oxizi, hidroxizi, sau alţi compuşi. Fluidul tisular (limfa) din corpul uman conţine apă, oxigen dizolvat, proteine şi diferiţi ioni, cum ar fi ionul clorid. Ca urmare, corpul uman reprezintă un mediu foarte agresiv pentru metalele utilizate în fabricarea implanturilor. Rezistenţa la coroziune a implanturilor metalice reprezintă un aspect foarte important al biofuncţionalităţii acestora.

Titanul formează un strat pasiv robust, rămânând pasiv în condiţiile fiziologice. Coroziunea în mediu salin normal este foarte scăzută, astfel că implanturile de titan par de neînlocuit. Titanul oferă o rezistenţă la coroziune superioară, dar nu este la fel de dur şi rigid precum oţelurile inoxidabile.

Foarte importante în studiul coroziunii sunt diagramele Pourbaix. Diagrama Pourbaix este un grafic al regiunilor de pasivitate şi imunitate, reprezentate în funcţie de potenţialul de electrod şi pH. Diagramele Pourbaix derivă din ecuaţia Nerst şi din solubilitatea produşilor de degradare.

Imunitatea, conform diagramelor Pourbaix, reprezintă echilibrul dintre metal şi ionii săi la mai puţin de 10-6 moli. În regiunea de imunitate, coroziunea este imposibilă din punct de vedere energetic. Imunitatea reprezintă de asemenea, protecţia catodică. În domeniul de pasivare, constituentul solid stabil este un oxid, hidroxid, hidrid sau sare a metalului.

Pasivitatea se defineşte ca fiind echilibrul dintre un metal şi produşii săi de reacţie (oxizi, hidroxizi, etc.) la o concentraţie de 10-6 moli. Această situaţie devine utilă când produşii de reacţie sunt aderenţi.

În cazul biomaterialelor pasivitatea poate fi sau nu adecvată: distrugerea stratului pasivat poate cauza o accelerare a coroziunii. Starea de echilibru poate să nu apară dacă produşii de reacţie sunt înlocuiţi de fluidul tisular.

Materialele diferă în funcţie de capacitatea lor de a reface stratul pasiv ce a fost deteriorat, strat care poate proteja

metalul de dedesubt, dacă este complet aderent şi neporos. În acest caz, o viitoare coroziune este prevenită.

Pasivarea poate de asemenea, să rezulte dintrapropierea electrozilor. Acest fenomen nu se poate întâmpla în corpul uman, atâta timp cât ionii sunt înlocuiţi în mod continuu.

Diagrama Pourbaix pentru metal pasiv: titan.Regiunea punctată = imunitate. Regiunea haşurată = coroziune. Regiunea nemarcată = pasivitate.

Rezistenţa la uzare este un factor semnificativ care se ia în considerare la apreciermaterial de implant. Ea este studiată în amănunt de tribologie.

Tribologia este un termen colectiv şi include ştiinţa fricţiunii, lubrificaţiei şi procesele de uzare.

articulaţiilor sunt în contact direct una cu cealaltă la limita lubrefierii. Regiunea unde fluidul de lubrifiere poate fi separat doar de cele două corpuri, este descrisă ca o lubrifiere mixtă.

Din punct de vedere tehnic, o articulaţie umană constă din două oase solide, fiecare fiind acoperit cu un strat poros elastic (cartilajul). Între acestea există un fluid de lubrifiere vâscos (lichidul sinovial) proteine, sare şi proteine moleculare mari (acidul hialuronic), care mai mult sau mai puţin separă cele două corpuri. Acest tribosistem este sigilat cu o membrană impermeabilă (capsulă).

Atunci când o articulaţie nu mai funcţionează din diferiteei, folosind materiale artificiale. Din cauza schimbărilor condiţiilor tribologice datorită folosirii materialelor tehnice supuse forţelor dinamice existente în corp, o lubrifiere permanentă nu mai poate aveasuprafeţele materialelor folosite pentru implanturi sunt totdeauna supuse uzurii, proces în care forma

metalul de dedesubt, dacă este complet aderent şi neporos. În acest caz, o viitoare coroziune este prevenită.

Pasivarea poate de asemenea, să rezulte dintr-o polarizare a concentraţiei datorată acumulării de ioni în apropierea electrozilor. Acest fenomen nu se poate întâmpla în corpul uman, atâta timp cât ionii sunt înlocuiţi în

Diagrama Pourbaix pentru metal pasiv: titan. imunitate. Regiunea haşurată = coroziune. Regiunea nemarcată = pasivitate.

Regiunile din diagrama Pourbaix indică dacă va avea loc coroziunea, dar nu determină şi vitezele de coroziune.

Viteza exprimată ca o densitate de curent electric (curent pe unitatea de arie) depinde de potenţialul de electrod conform din figura următoare:

este un factor semnificativ care se ia în considerare la aprecier

material de implant. Ea este studiată în amănunt de tribologie. Tribologia este un termen colectiv şi include ştiinţa fricţiunii, lubrificaţiei şi procesele de uzare.

Un sistem tribologic constă în general dintrbază, un corp de referinţă, o substanţă intermediară şi mediul înconjurător. Cele două corpuri în contact sunt supuse forţelor normale şi tangenţiale, dependente de dimensiunile lor geometrice şi de proprietăţile mecanice (în special cele de suprafaţă). Aria de contact dintre cele două corpuri raportată la suprafaţă nominală este de fapt, de proporţii mici. Ea depinde de cei doi componenţi, de modulele de elasticitate şi de valorile durităţii. Tipul de încărcare (frecare prin alunecare sau prin rotaţie) şi temperaturjoacă şi ele un rol important. Deci, uzura şi fricţiunea sunt dependente şi de sistem, nu numai de proprietăţile de material. Aceasta impune analiza tribosistemului.

Condiţiile de fricţiune şi lubrifiere în tribosistemul tehnic pot fi împărţite în două. Cu fluid de lubrifiere, ambele materiale sunt complet separate prin substanţă intermediară şi suprafeţele

articulaţiilor sunt în contact direct una cu cealaltă la limita lubrefierii. Regiunea unde fluidul de lubrifiere poate orpuri, este descrisă ca o lubrifiere mixtă.

Din punct de vedere tehnic, o articulaţie umană constă din două oase solide, fiecare fiind acoperit cu un strat poros elastic (cartilajul). Între acestea există un fluid de lubrifiere vâscos (lichidul sinovial) proteine, sare şi proteine moleculare mari (acidul hialuronic), care mai mult sau mai puţin separă cele două corpuri. Acest tribosistem este sigilat cu o membrană impermeabilă (capsulă).

Atunci când o articulaţie nu mai funcţionează din diferite motive, ultima soluţie o reprezintă înlocuirea ei, folosind materiale artificiale. Din cauza schimbărilor condiţiilor tribologice datorită folosirii materialelor tehnice supuse forţelor dinamice existente în corp, o lubrifiere permanentă nu mai poate aveasuprafeţele materialelor folosite pentru implanturi sunt totdeauna supuse uzurii, proces în care forma

metalul de dedesubt, dacă este complet aderent şi neporos. În acest caz, o viitoare coroziune este prevenită.

o polarizare a concentraţiei datorată acumulării de ioni în apropierea electrozilor. Acest fenomen nu se poate întâmpla în corpul uman, atâta timp cât ionii sunt înlocuiţi în

imunitate. Regiunea haşurată = coroziune. Regiunea nemarcată = pasivitate.

Regiunile din diagrama Pourbaix indică dacă va avea loc coroziunea, dar nu determină şi vitezele de

Viteza exprimată ca o densitate de curent electric (curent pe unitatea de arie) depinde de potenţialul de electrod conform curbelor de polarizare

este un factor semnificativ care se ia în considerare la aprecierea comportării unui

Tribologia este un termen colectiv şi include ştiinţa fricţiunii, lubrificaţiei şi procesele de uzare. Un sistem tribologic constă în general dintr-un corp de

orp de referinţă, o substanţă intermediară şi mediul înconjurător. Cele două corpuri în contact sunt supuse forţelor normale şi tangenţiale, dependente de dimensiunile lor geometrice şi de proprietăţile mecanice (în special cele de suprafaţă). Aria de

act dintre cele două corpuri raportată la suprafaţă nominală este de fapt, de proporţii mici. Ea depinde de cei doi componenţi, de modulele de elasticitate şi de valorile durităţii. Tipul de încărcare (frecare prin alunecare sau prin rotaţie) şi temperatura joacă şi ele un rol important. Deci, uzura şi fricţiunea sunt dependente şi de sistem, nu numai de proprietăţile de material.

Condiţiile de fricţiune şi lubrifiere în tribosistemul tehnic Cu fluid de lubrifiere, ambele materiale

sunt complet separate prin substanţă intermediară şi suprafeţele articulaţiilor sunt în contact direct una cu cealaltă la limita lubrefierii. Regiunea unde fluidul de lubrifiere poate

Din punct de vedere tehnic, o articulaţie umană constă din două oase solide, fiecare fiind acoperit cu un strat poros elastic (cartilajul). Între acestea există un fluid de lubrifiere vâscos (lichidul sinovial) şi apa cu proteine, sare şi proteine moleculare mari (acidul hialuronic), care mai mult sau mai puţin separă cele două

motive, ultima soluţie o reprezintă înlocuirea ei, folosind materiale artificiale. Din cauza schimbărilor condiţiilor tribologice datorită folosirii materialelor tehnice supuse forţelor dinamice existente în corp, o lubrifiere permanentă nu mai poate avea loc. Deci, suprafeţele materialelor folosite pentru implanturi sunt totdeauna supuse uzurii, proces în care forma

particulelor desprinse prin uzură şi compoziţia lor chimică, precum şi cantitatea uzurii produsă în unitatea de timp sunt de o importanţă deosebită. Deoarece o cantitate oarecare de particule poate fi înlăturată prin sistemul limfatic, sunt de aşteptat doar reacţii minime.

Aliajele de titan sunt uneori acoperite cu TiN prin metoda PVD, în combinaţie cu polietilena de înaltă densitate, denumită şi polietilenă cu masă moleculară ultra mare (UHMWPE), prezintă o comportare avantajoasă din punct de vedere tribologic, ele fiind cu precădere utilizate pentru execuţia componentelor protezelor articulare.

Condiţiile clinice pe care trebuie să le îndeplinească un biomaterial corespunzător pentru execuţia implanturilor sunt atât stringente, cât şi exacte. Trebuie nu numai să-şi realizeze funcţia pentru care a fost implantat, dar trebuie şi să o facă într-un mod care să nu cauzeze deteriorări ale mediului biologic în care trebuie să funcţioneze. În nici un caz nu trebuie ca pacientul să sufere neplăceri, disconfort, durere, infecţie, resorbţie a osului sau efecte psihologice legate de implant.

Una dintre cele mai importante trăsături ale unui implant este aceea că vine în contact cu ţesuturile vii ale corpului, creând astfel o interfaţă între ele. Fenomenele care au loc la această interfaţă sunt de mare interes deoarece determină succesul sau eşecul implantului, atât din punct de vedere al reacţiei imediate cât şi al răspunsului pe termen lung. Răspunsul biologic dintre implant şi ţesutul gazdă depinde în mare măsură de locul implantării şi de proprietăţile de suprafaţă ale implantelor, implicit de modul şi gradul de finisare a acestora.

În titan, principalele elemente de aliere sunt: Al, Mo, V, Mn, Sn, Cr, Zr, Cu, W, Ta, Fe, Si. Pentru că prin aliere să se obţină rezultatele scontate, metalul de bază trebuie supus în prealabil unor operaţii de purificare, de micşorare a concentraţiilor elementelor impurificatoare, şi să se obţină astfel anumite proprietăţi cerute de utilizarea raţională şi eficientă a aliajelor în construcţia unor piese, dispozitive, maşini sau instalaţii.

Principalele elemente impurificatoare în titan sunt: O, N, C, H, Fe, Si. Uneori, deşi concentraţiile unor impurităţi inevitabile sunt foarte mici, acestea sunt considerate şi utilizate ca elemente de aliere pentru îmbunătăţirea unor proprietăţi, controlându-se riguros conţinutul lor în aliaje.

MARCA Conţinutul de impurităţi [%] HB, Rm, A,

Fe Si C Cl N O [daN/mm2] [daN/mm2] [%]

TG-100 0.07 0.04 0.03 0.08 0.02 0.04 max. 100 - -

TG-105 0.08 0.05 0.03 0.08 0.025 0.05 101-105 - -

TG-110 0.09 0.05 0.03 0.08 0.03 0.05 106-110 - -

TG-120 0.11 0.05 0.04 0.08 0.03 0.065 111-120 38 36

TG-130 0.13 0.05 0.04 0.1 0.03 0.08 121-130 - -

TG-140 0.15 0.05 0.05 0.1 0.03 0.09 131-140 46 28

TG-155 0.2 0.08 0.06 0.1 0.04 0.1 141-155 - -

TG-170 0.23 0.08 0.06 0.12 0.05 0.1 156-170 53 24

TG-190 0.3 0.1 0.06 0.12 0.06 0.1 171-190 60 20

Proprietăţile mecanice ale titanului, în funcţie de [%] de impurităţi

Pe lângă proprietăţile fizico-mecanice superioare, titanul se caracterizează printr-o bună rezistenţă la coroziune în multe medii, datorită formării unei pelicule superficiale, fine, de TiO2 cu rol protector. Stratul de protecţie conţine şi alţi oxizi sau hidruri de titan, în funcţie de natura mediilor corozive.

În tabelele următoare sunt prezentate principalele proprietăţi mecanice ale aliajelor de titan respectiv proprietăţile fizice ale titanului. În ceea ce priveşte deformabilitatea titanului, se impune precizarea următoarelor aspecte:

Ø titanul este un metal plastic, deformabil atât la temperaturi scăzute cât şi la temperaturi ridicate. Ø la Tord., titanul de înaltă puritate poate suporta un grad de deformare ε = 90%. Ø impurificarea cu oxigen reduce puternic deformabilitatea Ti la Tord. Ø alte impurităţi (C, N şi H) reduc plasticitatea titanului. Ø creşterea temperaturii uşurează deformarea plastică a titanului.

Aliajul Rezistenţa la rupere

N/mm2

Limita de curgere

N/mm2

Alungirea

%

Ti-6Al-4V Min.78 Min.86 8

Ti-5Al-2,5Fe Min.80 Min.90 8

Ti-6Al-7Nb Min.80 Min.90 10

Proprietatile mecanice ale aliajelor de Ti

Caracteristica Valoare

Numar atomic 22

Masa atomică 47,9

Structura cristalină

α

β

Hexagon compact

Cubic, corp centrat

Densitate, kg/dm3 10,6

Volum atomic, cm3/atom*g 1668 ± 5

Temperatura de topire, oC 1668 ± 5

Temperatura de fierbere, oC 3500 (estimat)

Proprietatile fizice ale Ti

Dintre avantajele deosebite ale utilizarii titanului menţionăm: ü rezerve mari de titan (0.63%) în scoarţa terestră; ü densitatea titanului (4.5 g/cm3) este de aproximativ 2 ori mai mică decât densitatea fierului (7.87 g/cm3)

şi a cuprului (8.9 g/cm3); ü rezistenţă mecanică mare, Rm = 241 MPa (cca. 24.1 daN/mm2) pentru (Ti= 99.175 %); Rm = 550 Mpa

(55 daN/mm2) pentru (Ti= 98.63%); ü rezistenţă mecanică specifică (Rm/densitate) mai mare decât a Fe, Al, Mg; aliajele de Ti - (Al, Cr, V,

Mo, Sn) pot atinge Rm = 120-150 daN/mm2 şi Rm/densitate = 27.33, în timp ce oţelurile aliate au, pentru aceeaşi valoare a lui Rm , rezistenţe specifice de 15-19;

ü refractaritate (rezistenţa mecanică la temperaturi ridicate) mare; ü temperatură de topire ridicată (16680C), mai mare decât temperatura de topire a fierului (15380C);

titanul este un metal greu fuzibil;

ü rezistenţă mare la coroziune în medii agresive; ü prelucrabilitate mecanică (prin deformare plastică, prin aşchiere) bună.

In elaborarea cavitatii, se utilizeaza un material compozit titan-hidroxiapatita, un sistem de suprafata

metalica acoperita cu material ceramic, in vederea imbunatatirii proprietatilor metalului: rezistenta la coroziune, rezistenta la uzare, asigura dezvoltarea si ancorarea celulelor vii pe stratul ceramic constituit din hidroxiapatita. Implantele de Ti si aliajele sale se caracterizeaza printr-o legatura puternica cu celulele osoase care cresc si se ancoreaza de cavitatile suprafetei implantului. Suprafata implantului are astfel un rol esential in realizarea unei legaturi puternice os-implant, care in cazul Ti necesita o perioada de vindecare de cca 100 de zile, timp in care protezele articulare nu pot fi solicitate mecanic. Prin acoperirea implantului cu un strat de hidroxiapatita, care poseda proprietati osteo-conductive, durata de vindecare scade la cca 20 de zile, perioada in care osul se ancoreaza puternic in porii implantului, prin formare de legaturi chimice.

Micrografia electronica a hidroxiapatitei depusa pe aliajul Ti6Mn cu agent de legare si tratata la 1200oC

2. DESENAREA PIESELOR COMPONENTE

Proteza de sold este formata din 3 piese distincte: tija, bila, cavitatea acetabulara.

Tija

Am folosit functia LINE pentru a trasa linii drepte din cadrul schitei 2D a tijei, mai precis in realizarea piciorului, a punctului de insertie in interiorul femurului si a gatului tijei. Pentru suprafetele curbe am folosit

functia SPLINE. Dupa ce am terminat schita 2D a urmat actiunea: UPDATE, RETURN si am trecut in planul 3D.

În 3D, pentru alcătuirea tijei am folosit comanda REVOLVE in mai multe cazuri, conform figurilor urmatoare: 1)

2)

3)

4)

5)

Am folosit o data si functia THREAD pentru a crea un filet pe gatul tijei pentru insertia in bila.

Dimensiunile tijei sunt prezentate în urmatorul tabel. Pentru dimensionare am ales modelul numărul 1.

Bila

Pentru a realiza bila am procedat in felul următor: am facut un cerc cu instructiunea CENTER POINT CIRCLE. Am dus o axa dupa diametru cu instructiunea LINE. Dupa Update, Return se trece in plan 3D. In 3D, am folosit functia REVOLVE pentru a realiza sfera, cu axa care trece prin diametru. Am dus un plan tangent la sfera pentru a realiza o gaura pentru inserat pe tija. Apoi, am utilizat functia EXTRUDE pentru a limita inaltimea gaurii. Interiorul gaurii a fost realizat sub forma de filet cu functia THREAD. Dimensiunea diametrului sferei este de 0.591 inch.

Cavitate Pentru a construi schita cavitatii am realizat 2 arcuri de cerc cu comanda THREE POINT ARC si le-am

unit prin 2 linii drepte (LINE). De asemenea, axa am dus-o tot cu comanda LINE. Raza arcului mai mic de cerc este de 0.296 inch si cea a arcului mai mare 0.334 inch. Dupa Update si Return se trece in 3D. In 3D, singura comanda folosita a fost REVOLVE.

3. DESEN DE ANSAMBLU

Dupa realizarea fiecarei piese in parte, am realizat ansamblul cu ajutorul urmatoarelor comenzi: File/New/standard.iam. In Assembly Panel am utilizat comanda PLACE COMPONENT pentru a plasa fiecare component in spatiul de lucru.

Conditiile de asamblare ale pieselor (CONSTRAINT): constrangere de tip INSERT. Insert 1 a fost folosit pentru a insuruba bila pe tija, iar offsetul folosit a fost de 0.389 inch. A doua insertie (INSERT 2) a fost utilizata pentru ansamblul bila cavitate la un offset de 0.090 inch.

4. DESENUL IN PLAN

Pentru desenul în plan am lasat deschis fisierul cu piesa 3D (care trebuie salvată în prealabil). Apoi am folosit comanda File/New/standard.idw. Se deschide un format ce reprezintă formatul unei hârtii de desenare.

Am folosit 3 tipuri de vederi: • Base view; • Projected view; • Section view.

Pentru cotare, am selectat functia General Dimension din Drawing Annotation Panel. Pe foaia de desen a ansamblului apar 2 tabele: un tabel de component si inca un tabel de reper (cu

indicatori ISO).

5. STRESS ANALYSIS

Greutatea corpului este transmisa de la coloana spre sacru pe o directarticulatiile sacro-iliace si corpul osului iarticulatiilor coxo-femurale extremitatii superioare a fextremitatii superioare a femurului sunt dispuse pe traectoriile tensiunilor principale.

Articulatiile coxo-femurale constituie zona prin care bazinul transmite greutatea pelvine dar si centrul in jurul caruia bazinul isi poate modifica

Echilibrul articulatiei coxo-femurale in plan frontal in pozitie unipodalagreutatea G a corpului si forta musculara

Forta G reprezinta greutatea corpului din care se actiune a acestei forte trece prin centrul de greutate al corpului si cade inauntrul centrului articulatfemurale de sprijin, ajungand pana la baza de sustinere, reprezentataare tendinta sa basculeze bazinul, de partea opusa

Forta Fm reprezentand forta muschilor abductori (fesier mijlociu si mic), echilibreaza greutatea corpului, actionand extern fata de centrul articulatiei coxo

Rezultanta R a celor doua forte G s16o fata de verticala ajungand in centrul CR capatului femural. Marimea rezultantei depinde de madoua componente G si Fm si de marimea bratelor de parghie a si b ale forta corpului.

Bratul de parghie al greutatii corpului este aprox

fortei musculare ceea ce impune ca forta musculara sacorpului. Conditiile de echilibru se realizeazapatru ori greutatea partiala a corpului.

Fiind perpendiculara pe suprafata articulara si intersectand centrul de rotatrezultanta R determina o presiune p pe suprafat

In colul femural rezultanta R produce icomponenta N. Forta R este echilibrata de react

Fm

R G

reutatea corpului este transmisa de la coloana spre sacru pe o directie, care, dupi corpul osului iliac, atinge cavitatea cotiloida de unde se tran

ii superioare a femurului. Trabeculele osoase atat ale coxalului cat sii superioare a femurului sunt dispuse pe traectoriile tensiunilor principale.

femurale constituie zona prin care bazinul transmite greutatea pelvine dar si centrul in jurul caruia bazinul isi poate modifica pozitia.

femurale in plan frontal in pozitie unipodala este asigurat de echilibrul dintre G a corpului si forta musculara Fm a abductorilor unei parghii de gradul I.

greutatea corpului din care se scade greutatea membrului pelvin de sprijin. Linia de entrul de greutate al corpului si cade inauntrul centrului articulat

femurale de sprijin, ajungand pana la baza de sustinere, reprezentata de talpa picioruluisculeze bazinul, de partea opusa piciorului de sprijin, pe sfera reprezentatareprezentand forta muschilor abductori (fesier mijlociu si mic), echilibreaza greutatea corpului,

iei coxo-femurale. Rezultanta R a celor doua forte G si Fm actioneaza in jos si in afara, pe o direct

fata de verticala ajungand in centrul CR capatului femural. Marimea rezultantei depinde de masi de marimea bratelor de parghie a si b ale fortei musculare F

ii corpului este aproximativ de trei ori mai mare decat mpune ca forta musculara sa fie aproximativ de trei ori mare decat greutatea partiala a

corpului. Conditiile de echilibru se realizeaza cand Fma=Gb. Valoarea rezultantei R este putin mai mica decat de

iculara pe suprafata articulara si intersectand centrul de rotatrezultanta R determina o presiune p pe suprafata acestuia.

l femural rezultanta R produce incovoiere si forfecare, prin componenta T sa N. Forta R este echilibrata de reactiunea R1, prin componenta P cu directia vertico

care, dupa ce traverseaza de unde se transmite prin intermediul

emurului. Trabeculele osoase atat ale coxalului cat si ale

femurale constituie zona prin care bazinul transmite greutatea corpului membrelor

este asigurat de echilibrul dintre

pelvin de sprijin. Linia de entrul de greutate al corpului si cade inauntrul centrului articulatiei coxo-

de talpa piciorului de sprijin. Greutatea G e sprijin, pe sfera reprezentata de capul femural.

reprezentand forta muschilor abductori (fesier mijlociu si mic), echilibreaza greutatea corpului,

actioneaza in jos si in afara, pe o directie care face un unghi de fata de verticala ajungand in centrul CR capatului femural. Marimea rezultantei depinde de marimea celor

ei musculare Fm si greutatii partiale G

imativ de trei ori mai mare decat bratul de parghie al proximativ de trei ori mare decat greutatea partiala a

Valoarea rezultantei R este putin mai mica decat de

iculara pe suprafata articulara si intersectand centrul de rotatie al capului femural,

a T si compresiune, prin , prin componenta P cu directia vertico-craniala,

perpendiculara pe suprafata de sprijin, si componenta Q, mai mica, paralela cu suprafata de sprijin si cu sensul spre fundul cotilului.

În realitate nu toate fortele actioneaza in acelasi plan, caci marele trohanter (punctul de actiune al fortei musculare), centrul capului femural (punctul de aplicatie al rezultantei R) si verticala centrului de greutate nu se gasesc in acelasi plan.

Daca se tine seama de existenta anteversiei si de faptul ca cele trei forte Fm, R si G actioneaza in plane diferite, pentru echilibrarea sistemului sunt necesare doua forte in doua plane, forta Fb care impiedica bascularea posterioara a bazinului si forta Fa care impiedica basularea laterala. Forta Fa actioneaza ca si forta Fm din schema uniplana, dar prin intermediul unui brat de parghie mai scurt X-Y si cu atat mai scurt, cu cat colul este mai anteversat. Implicit, pentru realizarea echilibrului forta Fa va trebui sa fie mai mare.

Intr-o articulatie normala presiunile se repartizeaza uniform pe intreaga suprafata articulara, gratie proprietatilor suprafetelor articulare cartilaginoase.

Teoretic, se considera ca intr-o articulatie realizata de o sfera pe care se aplica o calota sferica, forta R (rezultanta) se aplica intr-un punct numit pol. Rezultanta R aplicata in acest punct se repartizeaza intr-un numar de forte unitare r, paralele cu R si avand o incidenta variabila dupa suprafata calotei. Fiecare din aceste forte r, poate fi descompusa intr-o forta normala p, si alta tangentiala T. La pol nu exista forte tangentiale iar la ecuator dispar fortele normale.

Proteza totala de sold este o articulatie mecanica care trebuie sa faca fata la multiplele cerinte biomecanice pe o cat mai lunga perioada de timp.

Prin definitie o buna proteza trebuie sa realizeze urmatoarele deziderate : - o rezistenta adecvata pentru a suporta solicitarile repetate ale greutatii corpului pe toata durata

functionarii, fara fracturi de oboseala ale componentelor ei ; - frecare redusa intre suprafetele articulare ; - rezistenta mare la uzura; - fixare solida si durabila la nivelul osului ; - rezistenta la coroziune sau degradare in mediul ostil al corpului uman ; - compatibilitate biologica buna ; - tehnologie de fabricatie simpla si ieftina. Alegerea protezei trebuie sa se bazeze pe cunoasterea aprofundata a implicatiilor biomecanice si de

biocompatibilitate pe care le ridica decimentarea, uzura si alte posibile efecte legate de forma protezei sau de calitatea materialelor din care ea este alcatuita.

O enumerare succinta a principalelor probleme biomecanice pe care le ridica utilizarea unei proteze totale de sold : cinematica protezei, fortele la care este supusa, distributia tensiunilor la nivelul interfetei os-metal, frecarea, uzura, stabilitatea, proprietatile mecanice ale materialelor din care este alcatuita, gradul de rugozitate al suprafetei articulare etc, atrage atentia asupra numeroaselor aspecte ce au fost studiate si in parte rezolvate sau care isi aAteapta inca rezolvarea.

Fiecare tip de proteza isi are avantajele si dezavantajele ei. Problema este de a alege tipul de proteza care se poate substitui mai bine biomecanicii complexe a articulatiei soldului si care se poate adapta mai bine particularitatilor morfo-functionale ale cazului de speta.

La nivelul cotilului normal, in sprijinul uniped, rezultanta R va produce o deformare elastica a acestuia. Forma eliptica a cotilului tinde sa devina sferica asigurand un contact mai intim cu capul femural. Dupa implantarea cupei acetabulare, din cauza rigiditatii acesteia, deformarea fiziologica nu mai poate avea loc.

Acestea determina aparitia unor tensiuni secundare de compresiune care au tendinta sa expulzeze cupa. Aceste tensiuni pot atinge valori de 0,82 N/mm2 si sunt mult mai mari in cazul implantarii cupei acetabulare a protezei.

Jonctiunea cotil-os sau os-ciment este supusa la forte de forfecare si forte de compresiune. In conditiile unei cupe bine centrate acestea trebuie sa se echilibreze. Daca condilul este excentrat, neacoperit de os in partea sa supero-externa, fortele ce se exercita asupra lui vor tinde sa-l mobilizeze si sa-l verticalizeze.

Capul femural este supus in mod normal fortelor de compresiune dat fiind ca rezultanta R este perpendiculara pe suprafata sa. In schimb colul femural, din cauza arhitecturii sale, este sub influenta unui moment incovoietor, deoarece rezultanta R nu actioneaza dupa axa sa anatomica. Portiunea mediana a colului suporta tensiuni de compresiune care ating un maxim de 19,8 N/mm2, iar portiunea laterala, tensiuni de tractiune care ating valori maxime de 6,6 N/mm2, pentru o rezultantă R de 2kN.

Piesa femurala a protezei este si ea supusa unui moment de incovoiere, care tinde sa ii accentueze curbura. Acest moment incovoietor este cu atat mai mare cu cat piesa fundamentala este plasata mai in varus. Valgizarea protezei reduce momentul incovoietor dar mareste rezultanta R (prin micsorarea bratului de parghie al fortei musculare). Cresterea rezultantei R nu este insa favorabilă pentru cotil. In realitate trebuie gasit un compromis intre pozitia in valgus a protezei si marimea rezultantei R.

In cazul protezei necimentate greutatea corpului este transmisa de colereta protezei pe sectiunea de sprijin a colului si in special portiunii interne. De fiecare data cand proteza este incarcata se creeaza o forta laterala la nivelul extremitatii distale a cozii. Momentul acestei forte trebuie sa echilibreze momentul fortei R. Forta T este cu atat mai mare cu cat este mai mic bratul ei de parghie b, deci cu cat este mai mica coada protezei. Lungirea cozii protezei are ca efect o reducere a fortei T prin creAterea bratului ei de parghie. Totusi, cu cat este mai lunga coada cu atat este mai mare miscarea la varful cozii intre metal si os.

Rezultatele de la analiza comportarii fortelor si deformarea tijei sunt urmatoarele :

Forta F este rezultanta presiunilor locale dintre os si proteza. Distributia acestor presiuni si punctul de actiune al fortei F depind de tipul de contact care se realizeaza intre os si proteza. Este important ca adaptarea

proteza-os sa fie cat mai perfecta pentru a se evita fie cresterea solicitarilor locale datorate unor contacte pe suprafete limitate, fie coborarea punctului de aplicare al fortei F cu diminuarea consecutiva a bratului de parghie al fortei T.

Sarcina de a a transmite forta de la piesa protetica la os poate fi incredintata unei colerete sau unei forte tangentiale care se distribuie in lungul cozii protezei. Forta verticala care tinde sa infunde proteza poate fi echilibrata de o forta rezultanta a tensiunilor tangentiale de marime egala, numai daca intre proteza si os se realizeaza o perfecta adaptare.

Transmiterea fortei de la piesa metalica la os nu se poate face în limite fiziologice atat din cauza modulului de elasticitate al metalului (de 10 ori mai mare decat cel al osului), cat si din cauza rigiditatii piesei metalice.

Aceste consideraAii biomecanice indică faptul ca este bine să utilizam o proteza cu o coada suficient de voluminoasa pentru a se sprijini pe corticala interna Ai pentru ca extremitatea ei sa se fixeze in stramtoarea canalului medular.

Aceasta dispozitie reduce rolul cimentului la acela al unui material de ajustaj intre suprafetele os-metal si il sustrage in mare parte eforturilor nocive. În acelasi timp, tensiunile de tractiune de la nivelul convexitatii protezei sunt diminuate, ca si cum momentele incovoietoare ar fi derivat în mare parte din corticala interna a femurului.

RepartiAia presiunilor la nivelul femurului prevazut cu o proteza este diferita de aceea a unui femur normal. S-a demonstrat faptul ca tipul normal al incarcarii femurului cu descresterea tensiunilor de la extremitatea sa proximala spre cea distală este inversat : tensiunile sunt maxime la nivelul cozii protezei.

Pe bila apare rezultanta eforturilor presionale, efortul fiind uniform distribuit pe intreaga suprafata sferica. Pentru ca suprafata sferica, efortul este uniform distribuit si materialul ales este titan, practic presiunea nu are efect asupra piesei.

Pe cavitatea acetabulara care vine in contact cu bila apar si forte de frecare. Acestea duc la

diferite deformari ale acestei fose si in timp se va ajunge la nevoia de inlocuire a acesteia. Conform analizei stresului pe aceasta componenta, rezultatele actiunii frecarii sunt urmatoarele :

Concluzie. In urma testarii actiunii fortelor si eforturilor asupra protezei de sold, constatam ca forma optima pentru aceasta ar trebui sa fie bazata pe urmatoarele criterii :

• tija sa fie scurta si groasa ; • proteza sa fie de tip modular ; • sa fie alcauita dintr-un material biocompatibil, de preferinta titan, pentru ca acesta ofera si o rezistenta

mecanica foarte buna. In designul propus de noi, am utilizat o forma speciala la gatul tijei (capatul proximal al protezei) pentru a imbunatati rezistenta la torsiune si tractiune.

ANEXE. STANDARDE INTERNA<IONALE PRIVIND COMPOZI<IA CHIMICĂ <I PROPRIETĂ<ILE ALIAJELOR CU TITAN

Compara<ie între standardele interna<ionale pentru Ti <i aliajele sale

Compozi<ia chimică a Ti de puritate comercială c.p. (DIN 1990)

Compozi<ia chimică pentru aliajele de Ti α+β

Proprietă<i fizice ale aliajelor de Ti (DIN 1990)

Proprietă<i mecanice ale tablelor <i rolelor de Ti (DIN 1990)

Proprietă<i mecanice ale aliajelor de Ti α+β (DIN 1990)

Energia de rupere pentru aliajele de Ti

Recomandări pentru tratamentul la cald al Ti <i aliajelor sale

Parametrii de procesare prin deformare plastică a Ti si aliajelor sale

Fisierele care apar pe cd sunt urmatoarele:

• tija 3.ipt • bila 2.ipt • cavitate.ipt • Assembly1.iam • tija 31.idw • tija 32.idw • tija 33.idw • tija 34.idw • bila 21.idw • bila 22.idw • bila 23.idw • cavitate 1.idw • cavitate 2.idw • cavitate 3.idw • cavitate 4.idw • Assembly2.idw • forte 1.ipt • forte frec.ipt • forte presiune.ipt