Universitatea Transilvania din Braşov -...

Universitatea Transilvania din Braşov

Catedra de Mecanică Fină şi Mecatronică

Departament de cercetare: Sisteme mecatronice avansate

Ing. Corneliu Nicolae DRUGĂ

Rezumatul Tezei de Doctorat

CONTRIBUŢII LA STUDIUL COMPORTĂRII ÎN

EXPLOATARE A ELEMENTELOR DE PROTEZARE

Contributions to the Study of Operation of the Prosthetic Elements

Conducător ştiinţific

Prof.dr.ing. Ileana Constanţa ROŞCA

2011

2

MINISTERUL EDUCAŢIEI, CERCETARII, TINERETULUI ŞI SPORTULUI

UNIVERSITATEA “TRANSILVANIA” DIN BRAŞOV BRAŞOV, B-DUL EROILOR NR. 29, 500036, TEL. 0040-268-413000, FAX 0040-268-410525

RECTORAT

D-lui (D-nei) ..............................................................................................................

COMPONENŢA

Comisiei de doctorat Numită prin ordinul Rectorului Universităţii „Transilvania” din Braşov

Nr.4753 din 08.09.2011

PREŞEDINTE: -Prof.dr.ing. Anghel CHIRU DECAN al Facultăţii de Inginerie Mecanică

Universitatea „Transilvania” din Braşov

CONDUCĂTOR ŞTIINŢIFIC: - Prof. dr.ing. Ileana Constanţa ROŞCA


REFERENŢI:

- Prof.dr.ing. Mirela TOTH- TAŞCĂU

Universitatea „Politehinca” din Timişoara

-Prof.univ.dr. Liviu LAZĂR

Universitatea din Oradea

- Prof.dr.fiz. Sorin Constantin ZAMFIRA


Data, ora şi locul susţinerii publice a tezei de doctorat: 08. Oct. 2011, ora 10,00

, sala UI2-

Aula “Sergiu T. Chiriacescu”.

Eventualele aprecieri sau observaţii asupra conţinutului lucrării vă rugăm să le transmiteţi

în timp util, pe adresele: [email protected], [email protected], [email protected].

Totodată vă invităm să luaţi parte la şedinţa publică de susţinere a tezei de doctorat.

Vă mulţumim.

mailto:[email protected]



Rezumatul tezei de doctorat

3

CUPRINS

Cap. 1. Introducere 5

1.1 Actualitatea temei 5

1.2 Conţinutul tezei 7

Cap. 2. Stadiul actual al cercetării privind studiul comportării în exploatare a

elementelor de protezare

12

2.1. Evoluţia conceptului de proteză şi de protezare 12

2.2. Principii şi metode de protezare 13

2.3. Biomateriale utilizate la realizarea implanturilor 25

2.4. Direcţii de studiu asupra comportării în exploatare a elementelor de protezare 41

Cap. 3. Obiectivele tezei de doctorat 58

Cap. 4. Caracteristicile structurale şi funcţionale ale articulaţiei coxo-femurale

naturale şi artificiale

60

4.1 Elemente de anatomie fiziologică 60

4.2 Biotribologie. Lubrifierea articulaţiilor naturale 70

4.3 Comportarea tribologică a articulaţiilor artificiale 77

Cap. 5. Contribuţii la modelarea şi simularea articulaţiei coxo-femurale 88

5.1. Modelarea computerizată a articulaţiei şoldului 88

5.2 Modelarea cu elemente finite 99

5.3 Modelarea matematică articulaţiei coxo-femurale 117

Cap. 6. Contribuţii la studiul experimental a comportării în exploatare a unei proteze

de şold cimentate

130

6.1 Metode de diagnosticare a degradării protezelor totale de şold 130

6.2 Mecanismele degradării artroplastiilor totale de şold 133

6.3 Proiectarea şi construcţia unui stand pentru testarea protezelor totale de şold 136

6.4 Modul de obţinere a datelor experimentale şi interpretarea lor

6.5 Concluzii

172

185

Cap. 7. Concluzii, contribuţii personale, valorificarea rezultatelor şi direcţii viitoare

de cercetare

186

7.1 Concluzii generale 186

7.2 Contribuţii personale 188

7.3 Modul de valorificare a rezultatelor 190

7.4 Direcţii viitoare de cercetare 191

Anexe 193

Bibliografie 223

4

Capitolul 1

INTRODUCERE

Proiectarea şi realizarea implanturilor este strâns legată de opţiunile medicale privind

soluţionarea cazurilor, dar şi de gama de materiale existente. Astfel, în trecut, în lipsa unor

materiale biocompatibile accesibile şi a unor tehnici chirurgicale complexe singura soluţie era

îndepărtarea ţesutului afectat, amputarea şi înlocuirea, acolo unde era cazul, cu o proteză

exterioară. În prezent, exceptând cazul amputării, sunt utilizate doua variante chirurgicale:

transplantarea şi implantarea.

Artroplastia totală de şold (Total Hip Arthroplasty) reprezintă la ora actuală procedeul cel

mai utilizat în cadrul chirurgiei de reconstrucţie a şoldului.

Procedeul a evoluat ca şi consecinţă a numeroaselor îmbunătăţiri ale design-ului

componentelor protezei, a caracteristicilor mecanice ale materialelor utilizate, a procedeelor noi

de producere a protezelor, a creşterii biocompatibilităţii dintre proteză şi ţesuturile biologice şi,

nu în ultimul rând, ca urmare a unei mai bune cunoaşteri a biomecanicii articulaţiei şoldului.

Tehnologia şi biomaterialele folosite la realizarea componentelor protetice s-au îmbunătăţit

foarte mult în ultimele decenii. Dacă componentele au fost bine poziţionate şi fixate, limitele de

supravieţuire ale protezelor moderne sunt legate doar de aspectele tribologice (frecare, uzură şi

lubrifiere). De aceea considerăm că tema abordată este de actualitate şi va reprezenta un pas

înainte în domeniul artroplastiilor totale de şold, în ceea ce priveşte optimizarea design-ului şi

alegerea materialelor folosite la confecţionarea implanturilor prin contribuţiile aduse la studiul

comportării lor în exploatare.

Pornind de la aceste consideraţii, teza doctorală intitulată Contribuţii la studiul

comportării în exploatare al elementelor de protezare îşi propune să realizeze cercetări teoretice

şi practice în domeniul vast al răspunsului la solicitările curente la care sunt supuse elementele

componente ale protezelor şi, mai ales, ale protezelor de şold.

Teza de doctorat cuprinde 230 pagini şi este structurată pe şapte capitole dintre care patru

dintre ele sunt de consistenţă şi prezintă în mod gradat problema şi rezolvarea ei, iar celelalte trei

tratează introducerea, concluziile şi contribuţiile originale şi respectiv modul de valorificare a

rezultatelor şi direcţii viitoare de cercetare. De asemenea, teza mai cuprinde alte 10 anexe, pe 30

pagini, corespunzătoare cercetărilor experimentale şi unor aspecte teoretice necesare pentru o

mai bună înţelegere a anumitor elemente folosite în dezvoltarea tezei. În dezvoltarea tezei au fost

introduse 190 figuri şi 42 tabele şi este însoţită de o bibliografie consistentă şi recentă.

Capitolul 1, intitulat Introducere, încearcă o scurtă trecere în revistă a celor mai importante

aspecte legate de artroplastia totală de şold. Sunt descrise principalele probleme, ce pot să apară

la persoanele, care au suferit astfel de intervenţii din prisma metodelor de protezare şi a tipurilor

de proteze utilizate.

Capitolul 2 intitulat Stadiul actual al cercetării privind studiul comportării în exploatare a

elementelor de protezare este organizat pe patru subcapitole, care îşi propun sintetizarea

noţiunilor de bază necesare înţelegerii problemelor protezării corpului uman.

Capitolul 3 este intitulat Obiectivele tezei de doctorat şi tratează obiectivele punctuale ale

tezei de doctorat. Acestea sunt date de: studiul teoretic al modurilor de protezare a corpului

uman, studiul analitic al biomecanicii membrului inferior, reconstrucţia tridimensională a

elementelor anatomice ale membrului inferior, simulări numerice a ansamblurilor modelate şi

realizarea fizică a standului de încercare în vederea obţinerii datelor experimentale, a

tratamentului lor şi a elaborării concluziilor şi direcţiilor ulterioare de cercetare.

Capitolul 4 se numeşte Caracteristicile structurale şi funcţionale ale articulaţiei coxo-

femurale naturale şi artificiale şi se împarte pe trei subcapitole şi este dedicat, în exclusivitate

cercetării caracteristicilor biomecanice şi tribologice ale acestei articulaţii.


5

Capitolul 5 intitulat Contribuţii la modelarea şi simularea articulaţiei coxo-femurale este

împărţit pe 4 subcapitole şi tratează pe larg metodele de modelare şi simulare a componentelor

articulaţiei şoldului naturale şi artificiale.

Subcapitolul 5.1 se ocupă de modelarea computerizată a articulaţiei şoldului, soluţia

propusă se bazându-se pe un ansamblu de metode ce includ tehnici specifice analizei şi

prelucrării de imagini

Subcapitolul 5.2 se ocupă de modelarea cu elemente finite a unei proteze de şold Sulzer în

scopul determinării zonelor şi nivelurilor de solicitare şi a deplasărilor rezultate, necesare pentru

studiul experimental ulterior.

Subcapitolul 5.3 este dedicat modelării matematice a articulaţiei naturale şi artificiale

studiate: din punct de vedere al solicitărilor şi al tribologiei, aspecte absolut necesare în vederea

proiectării experimentului şi a conceperii şi realizării instalatei experimentale.

Capitolul 6, Contribuţii la studiul experimental a comportării în exploatare a unei proteze

de şold cimentate, este divizat în cinci subcapitole. Primul conţine metodele de diagnosticare a

degradării protezelor totale de şold, al doilea mecanismele degradării artroplastiilor totale de

şold şi al treilea, evaluarea degradării protezelor totale de şold, pe baza cărora s-a construit, în

continuare, experimentul şi instalaţia experimentală.

Subcapitolul 6.3 conţine proiectarea şi construcţia unui stand pentru testarea protezelor

totale de şold, unde sunt dezvoltate instalaţia experimentală în ansamblul, cu descrierea

componentelor şi a funcţionării, precum şi justificarea soluţiilor adoptate şi unele simulări

referitoare la funcţionarea unor subansamble.

Subcapitolul 6.4 prezintă modul de obţinere a datelor experimentale şi interpretarea

acestora, în vederea punerii în evidenţă a utilităţii cercetării şi a concluziilor pentru dezvoltarea

ulterioară a cercetării.

Capitolul 7 este intitulat „Concluzii. Contribuţii originale. Mod de valorificare şi direcţii

viitoare de cercetare”. Sunt prezentate rezultatele obţinute şi elementele de originalitate aduse

de către autor în cadrul acestei teze. De asemenea, se arată valorificarea rezultatelor obţinute prin

studiul efectuat în domeniul tezei şi în domeniile conexe prin publicarea de articole în volumele

diverselor manifestări ştiinţifice la care autorul a participat pe parcursul derulării studiilor

doctorale. Cercetările ştiinţifice efectuate de-a lungul pregătirii doctorale, s-au materializat prin

această teză de doctorat, prin publicarea a 75 lucrări ştiinţifice, în ţară şi străinătate, prin

scrierea a 6 cărţi cu caracter didactic (publicate) şi 3 (în curs de publicare) şi participarea în

colectivul de cercetare la 5 proiecte naţionale CNCSIS.

O mare parte din cercetările experimentale ale tezei au fost posibile datorită accesului

asigurat pentru doctorand în cadrul Centrului de cercetare D04 - Sisteme Mecatronice Avansate

cu Aplicaţie în Industrie şi Medicină, Catedra de Mecanică Fină şi Mecatronică.

Doresc să mulţumesc în mod deosebit conducătorului ştiinţific, Doamna Prof.dr.ing. Ileana

ROŞCA, pentru contribuţia la formarea mea pe plan ştiinţific şi pentru tot sprijinul acordat pe

toată durata cercetării.

Mulţumesc conducerii Catedrei de Mecanică Fină şi Mecatronică şi tuturor colegilor din

catedră, pentru sprijinul acordat în diferitele etape de pregătire a tezei de doctorat.

Tot pe această cale doresc să mulţumesc şi: d-nei Prof.univ.dr.ing. Anca DUŢĂ (Catedra

de Chimie), d-lui Prof.univ.dr.fiz. Bazil CISMAŞ (Catedra de Fizică), d-lui dr.ing. Vladimir

MĂRDĂRĂSCU (Catedra de Autovehicole şi Motoare), d-lui ing. Nicolae SÂRBU (S.C INAR

S.A- Braşov), d-lui teh. Gabriel ŞANTA (Catedra de Mecanică), d-lui Conf.univ.dr.ing Mihai

LATEŞ (Facultatea de Design de Produs şi Mediu), d-lui dr.med. Radu NECULA (Spitalul

Judeţean Braşov-secţia ortopedie) şi d-lui ing. Axinte NEAGU (INA-Scheffler Braşov) pentru

sprijinul acordat la construcţia standului experimental şi la realizarea determinărilor.

Nu în ultimul rând, doresc să mulţumesc în mod deosebit familiei mele pentru sprijinul

moral şi financiar acordat pe durata activităţii mele doctorale

6

CAPITOLUL 2

STADIUL ACTUAL AL CERCETĂRII PRIVIND STUDIUL COMPORTĂRII ÎN EXPLOATARE

A ELEMENTELOR DE PROTEZARE

2.1. Evoluţia conceptului de proteză şi de protezare

Cele mai vechi documente privitoare la folosirea membrelor artificiale provin de la

Herodot şi Aristophanes ce datează din secolul V î.e.n. Cu toate că vestigiile şi unele documente

dovedesc existenţa unor preocupări pentru construcţia de proteze încă cu mai multe sute de ani în

urmă, un progres real se remarcă abia în secolul al XVI-lea. Armurierii care se ocupau cu

construcţia protezelor realizau, pentru vremurile de atunci, adevărate capodopere, compuse din

mecanisme de prindere şi de răsucire, dotate cu pârghii şi sisteme dinţate de frânare [Cristea 06].

În Franţa, celebrul Ambroise Paré (1517-1590) s-a ocupat de problema protezării,

concepând şi recomandând diferite tipuri de proteze. Perfecţionări ale mâinilor artificiale cu

articulaţii mobile au fost aduse şi de către Părintele Sebastian (1675). Cu 100 de ani mai târziu,

Pierre Dionis descrie construcţia unei proteze de lemn, în care încerca să redea forma şi

funcţionarea unui membru inferior. De asemenea, sunt notabile şi încercările chirurgilor olandezi

Solingen şi Verduin, care au realizat o proteză din lemn în formă de cizmă pentru gambă şi

coapsă, care era prevăzută cu un manşon din lemn pentru coapsă, o articulaţie pentru genunchi în

formă de balama, şine laterale din oţel şi un picior de lemn.

Progresele următoare în construcţia protezelor şi înzestrarea invalizilor cu membre

artificiale sunt de menţionat la începutul sec. XIX- lea. După primul război mondial, problema

protezării a devenit o necesitate stringentă, datorită numărului mare de invalizi, ceea ce a impus

un studiu şi o preocupare majoră pe plan mondial în realizarea unor proteze eficiente. În această

perioadă apar pentru prima dată proteze, care în Anglia erau construite din aluminiu şi bronz de

către meşterii instrumentişti. În Germania şi în alte state evoluţia a fost canalizată spre

construcţia protezelor din piele cu schelet metalic şi articulaţie pentru genunchi şi gleznă.

Începutul secolului al XX-lea aduce în continuare noi îmbunătăţiri în ceea ce priveşte reducerea

greutăţii protezelor.

2.2. Principii şi metode de protezare

Cuvântul „proteză” provine de la cuvintele greceşti: „pro” - în loc, şi „tilhemi” - aşezare,

indicând prin urmare un aparat care să înlocuiască lipsa unui organ în întregime sau numai a unui

segment al corpului. Denumirea de proteză este de multe ori folosită greşit în limbajul comun,

fapt ce dă naştere la confuzii atunci când este vorba de un aparat ortopedic, care are ca scop

îndreptarea unei atitudini vicioase sau să permită reglarea unei funcţii.

Principiul de protezare constă în folosirea de părţi artificiale (proteze) pentru îmbunătăţirea

funcţiei vitale şi a modului de viaţă a persoanelor cu deficienţe motorii şi nu numai. Este ştiut că

pierderea unui segment unilateral sau bilateral, precum si diferite leziuni ce afectează o funcţie

fiziologică sau creează o atitudine vicioasă a aparatului locomotor, dau naştere unui traumatism

psihic cu reacţii profunde asupra individului [Cristea 06]. Completarea unui membru amputat

este unul din scopurile cele mai importante din domeniul protetic şi este şi parte de sine

stătătoare a biomecanicii şi terapeuticii. Protezele sunt foarte complexe, pot varia în funcţie de

aplicabilitatea lor şi pot fi clasificate în funcţie de criterii foarte diverse Tabelul 2.1 [Alexa 07],

[Cristea 06], [Radu 09a].


7

Tabelul 2.1. Clasificarea protezelor. C

RIT

ER

IUL

DE

CL

AS

IFIC

AR

E

mo

du

l d

e a

pli

care

a l

a:

proteze interne

endoproteze, folosite pentru protezarea totală a unei structuri

anatomice complet compromisă (endoprotezele de şold, genunchi,

gleznă, valvele artificiale ale inimii, etc.);

dispozitive de

osteosinteză,

folosite pentru

fixarea

fracturilor

dispozitive interne de

osteosinteză

plăci

tije intra-medulare

şuruburi de fixare

dispozitive spinale de fixare

fire şi ace ortopedice

dispozitive externe de

osteosinteză

fixarea de fracturi

alungirea oaselor

proteze externe

exoproteze pentru membrele superioare, care ajută la activităţile

zilnice (protezele pentru braţ)

exoproteze pentru membrele inferioare, care ajută la stabilitatea

corpului, la funcţia mersului, la absorbţia de şocuri precum şi la o mai

bună imagine a corpului uman (proteza de şold, proteza de coapsă,

proteza de gambă, proteza post-piciorului şi a zonei medio-tarsiene).

rolu

lui

pro

teze

lor

proteze estetice, al căror singur scop este acela de a reda forma structurii anatomice

(proteza de umăr, proteza mâinii, proteza de ochi, etc)

proteze funcţionale, care se

folosesc la protezarea membrelor

superioare şi urmăresc animarea

membrului amputat

proteze funcţionale cu sursă de energie din corp (mişcarea obţinută prin mişcări musculare,

modificarea volumului muscular prin contracţii

izometrice, etc.);

proteze funcţionale cu sursă de energie

extracorporală (energie electrică, gaze sub presiune,

pompe hidraulice, etc).

2.3 Biomateriale utilizate la realizarea implanturilor

Materialele biocompatibile (biomaterialele) sunt utilizate pentru realizarea implanturilor cu

rolul de a înlocui, fixa, susţine sau îmbunătăţi performanţele unor părţi din organismul gazdă sau

pentru realizarea unor dispozitive care prin contact cu organismul viu sa nu aibă efecte secundare

negative. Alegerea materialului pentru realizarea implantului depinde de mai mulţi factori, cum

ar fi: funcţionalitatea implantului, tipul de interacţiune cu organismul gazdă şi durata de

implantare [Batalu 07]. Unul din criteriile pentru alegerea biomaterialului este compatibilitatea

proprietăţilor mecanice. Astfel, în general, dintr-o gamă largă de biomateriale se vor alege acele

materiale care au proprietăţi mecanice cât mai apropiate de cele ale ţesutului cu care urmează să

interacţioneze. În cazul oaselor lungi (femur, tibie, humerus, radius, cubitus), funcţie de

proprietăţile mecanice se disting două tipuri de ţesuturi osoase: dure şi moi (spongios). Rolul

ţesutului dur este de a prelua eforturile de încovoiere, în timp ce rolul ţesutului moale este de

preluare a eforturile de compresiune. Pentru implanturile care vor înlocui ţesutul osos dur,

aliajul Ti-6Al-4V corespunde cel mai bine condiţiilor de compatibilitate mecanică, raportat la

celelalte materiale metalice (aliaje Co-Cr, oteluri inoxidabile, figura 2.16).

Proprietăţi mai bune le au însă materialele ceramice compozite (materiale considerate din a

doua generaţie), cum ar fi Biosticla 45S5 sau materialul compozit biosticlă-siliciu poros. O gamă

largă de polimeri se folosesc în aplicaţiile medicale, aceasta datorându-se faptului că aceştia se

găsesc sub diferite forme complexe şi compoziţii (solide, fibre, fabricate, filme, geluri – figura

2.16).

8

Figura 2.16. Modulul de elasticitate şi rezistenţa la tracţiune pentru diferite biomateriale

[Batalu 07].

Biomateriale metalice. Proprietăţile materialelor sunt guvernate direct chiar de structura

lor. La nivel atomic, metalele sunt formate din ioni pozitivi, aflaţi în interiorul norului de

electroni liberi. Acest nivel atomic este responsabil pentru caracteristicile şi proprietăţile

distincte ale metalelor. Legăturile metalice permit atomilor să se auto-aranjeze într-o anumită

ordine, să se repete şi să se organizeze într-un model cristalin tridimensional.

Proprietăţile chimice ale metalelor depind tot de natura legăturilor lor atomice. Cu cât

legăturile dintre atomi sunt mai puternice şi greu de rupt, cu atât materialul este mai inactiv.

Deoarece interacţiunea dintre ţesutul uman şi biomaterial are loc la nivelul interfeţei dintre cele

două componente, proprietăţile suprafeţei materialului implantat sunt de mare importanţă.

Biomateriale polimerice. Polimerii sunt cele mai folosite materiale în cadrul aplicaţiilor

medicale (tabelul 2.10). Aceste materiale pot fi folosite în realizarea de dispozitive

cardiovasculare (grefe vasculare, valve artificiale ale inimii), implanturi mamare, lentile de

contact, lentile intraoculare, învelişuri pentru medicamente, aţe chirurgicale, adezivi şi

substituenţi pentru sânge.

Tabelul 2.10. Exemple de aplicaţii medicale ale polimerilor.

Aplicaţii Polimeri

Implanturi cardiovasculare Polietilena, polivinil, policlorhidră, poliester, cauciuc siliconal,

polietilenă, politetrafluoretilenă

Implanturi ortopedice Polietilenă, polimetil, polimetacrilat,

Farmaceutică (medicamente) Polilactite, policoglicoide

Ţesuturi artificiale Acid polilactic, acid poliglicoloc, polilactidă, policoglicoide

Biomateriale ceramice. Ceramicele sunt materiale în compoziţia cărora intră materialele

metalice şi nemetalice, legate între ele prin legături ionice sau covalente. Ca şi în cazul

metalelor, legăturile inter-atomice din materialele ceramice sau format în urma cristalizării

tridimensionale a structurii. Ceramicele sunt izolatoare din punct de vedere electric şi termic.

Legăturile ionice sau covalente fac din ceramică un material cu o duritate mare şi fragilitate

ridicată. Aceste materiale sunt însă sensibile la apariţia fisurilor sau a altor defecte. Legăturile

covalente ale materialelor ceramice au o mare influenţă în cazul comportării chimice a acestora

[Batalu 05, Radu 09a].

Biomateriale compozite. Compozitele sunt acele materiale care au în componenţă două sau

mai multe faze constituente, de obicei o matrice polimerică şi o componentă de armare, la o

scară mai mare decât cea atomică. De obicei, elementele componente ale unui material compozit

sunt separate între ele prin interfeţe ce pot fi identificate fizic. Din punct de vedere structural,


9

materialele biocompozite sunt materiale anizotrope, adică proprietăţile lor mecanice diferă pe

toate direcţiile.

Prin biocompatibilitatea intrinsecă se înţelege faptul că suprafaţa implantului trebuie să fie

compatibilă cu ţesutul gazdă din punct de vedere chimic, biologic şi fizic (incluzând morfologia

suprafeţei). În ceea ce priveşte biocompatibilitatea extrinsecă, acesta se referă la proprietăţile

mecanice ale materialului, cum ar fi modulul de elasticitate, caracteristicile de deformaţie şi

transmiterea optimă a solicitărilor la interfaţa dintre implant şi ţesut. Condiţionarea optimă dintre

biomaterial şi ţesutul viu este atinsă atunci când compatibilitatea suprafeţei şi cea structurală sunt

îndeplinite.

2.4. Direcţii de studiu asupra comportării în exploatare a elementelor de

protezare

În 1966, Rydell a folosit proteze de şold, pe doi pacienţi, instrumentate cu senzori de forţă

şi conectate cu fire la un dispozitiv electronic implantat separat. Rezultatele obţinute pe o

perioadă variind de la câteva zile până la 6 luni de la implantare, reprezintă şi la această dată una

din sursele majore de informaţii despre forţele ce acţionează în articulaţia şoldului [Rydell 66].

Davy şi colectivul, în 1988, au prezentat un implant modificat al şoldului ce includea o

baterie şi un dispozitiv telemetric cu 4 canale în interiorul gâtului protezei; măsurătorile la

primul pacient în 1988 au fost făcute până în a 31-a zi post-operatorie. A doua proteză a transmis

date timp de 42 de zile de la implantare [Davy 88].

Din motive etice transmisia de date de la sensor la echipamentul de măsurare extern este

posibilă doar cu un dispozitiv radio-telemetric [Graichen 91]. Pentru a permite măsurări

nelimitate ale forţelor pe întreaga perioadă a implantării a fost realizat un circuit telemetric ce a

fost plasat în interiorul (închis ermetic) al unei proteze de şold şi alimentat inductiv de un câmp

magnetic extra-corporal.

Figura 2.20. Schema bloc a sistemului telemetric. [Graichen 91]

Măsurarea cu precizie ridicată a tensiunilor la suprafaţa oaselor (femur, tibie etc.) este

foarte dificil de realizat; astfel, folosirea mărcilor tensometrice în variantă clasică nu este

întotdeauna uşor de pus în practică datorită dimensiunilor destul de mari de gabarit. La acest

10

neajuns se mai adaugă faptul că în circuitele de măsurare cu traductoare de orice tip (rezistiv,

capacitiv sau inductiv) apar o serie de erori care afectează rezultatele măsurătorilor [Druga 09].

În plus, dacă se foloseşte un număr relativ mic de mărci tensometrice, trebuie să se ţină

seama este de locul unde vor fi lipite aceste traductoare, având în vedere că în unele zone

tensiunile sunt maxime şi în altele sunt minime.

Sub conducerea dr. William Tang (Department of Orthopedics, UC Irvine College of

Medicine) s-a pus la punct procedeul de realizare a unui prototip de membrană de tip PDMS

(poly-dimethyl-siloane), realizată în tehnologie MEMS (sisteme micro-electro-mecanice) - figura

2.32 [Tang 05]. Folosind tehnologia MEMS se pot fabrica mii de mărci tensometrice

miniaturizate; astfel ca se pot plasa sute de mărci pe o suprafaţa de doar 5 mm2 (mărimea unei

singure mărci tensometrice clasice). Această membrană este flexibilă, uşor de fixat pe oase,

indiferent de geometria suprafeţelor şi poate acoperi o mare suprafaţă din zona supusă analizei

(figura 2.32), grosimea este de ~100 µm.

După ce au fost realizate primele prototipuri de astfel de membrane acestea au fost supuse

unei serii de teste în laboratorul Dr. Keyak’s Laboratory (Department of Orthopedics, UC Irvine

College of Medicine) folosind o maşină de testare MTS; câteva din aceste membrane au fost

aplicate pe piese anatomice, care au fost supuse la diferite forţe de compresiune cunoscute

(figura 2.33).

a) b) c)

Figura 2.32. Prototip de membrana PDMS (5cm x 7 cm x 1 mm) (a); fixarea membranei de-al lungul

părţii posterioare a unui femur (b); dispunerea membranei în jurul colului femural (c) [Tang 05].

Figura 2.33. Reprezentarea schematica a unui dispozitiv telemetric, ce foloseşte o

membrană PDMS pentru măsurarea tensiunilor de pe suprafeţele femurului [Tang 05].

Rezultatele obţinute au fost mai mult decât încurajatoare, ulterior s-a făcut şi calibrarea

acestor membrane. La fixarea lor s-au folosit cu succes două tipuri de adezivi: Silicone Sealant şi

Poly-Methyl-Methacrylate (PMMA) care, pe lângă faptul că asigură un contact foarte bun între

os şi elementul sensibil, mai au o calitate importantă, şi anume aceea că sunt biocompatibile.


11

CAPITOLUL 3

OBIECTIVELE TEZEI DE DOCTORAT

Iniţierea prezentei teze de doctorat se datorează în primul rând importanţei pe care o are pe

plan mondial, în domeniul implantologiei, durata de viată în exploatare şi comportamentul în

locul de utilizare a elementelor de protezare şi a protezelor integrale. Analiza acestei probleme a

condus la ideea necesităţii studierii în amănunt a modificărilor survenite pe parcursul funcţionării

anumitor componente din structura protezelor de şold. În vederea realizării acestui studiu,

primele cerinţe care trebuie respectate sunt luarea în calcul a forţelor de contact, respectiv a

reacţiunilor din articulaţii, studiile recente fiind însă concentrate asupra dinamicii mişcărilor

naturale şi asupra cinematicii locomoţiei.

Ţinând cont de aceste aspecte, s-au conturat obiectivele generale şi cele punctuale ale tezei

de doctorat, după cum urmează:

1. Realizarea unui studiu complex în ceea ce priveşte stadiul actual al cercetării în domeniul

protezării prin identificarea principiilor şi metodelor de protezare şi a biomaterialelor

folosite în aplicaţii medicale;

2. Realizarea unui studiu bine documentat privind stadiului actual al cercetărilor în

domeniul protezării articulaţiei şoldului;

3. Un studiul documentar privind biomaterialele folosite la realizarea implanturilor de şold

şi biocompatibilitatea acestora cu ţesuturile înconjurătoare;

4. Studierea biomecanicii aparatului locomotor şi în special a articulaţiei şoldului cu:

5. Studiul celor mai reprezentative metode şi sisteme de determinare a încărcărilor din

articulaţia naturală şi protezată a şoldului;

6. Studiul biotribologic a articulaţiei şoldului;

7. Modelarea CAD, matematică şi cu metoda elementelor finite a încărcărilor din articulaţia

şoldului:

8. Studierea soluţiilor tehnice existente privind:

9. Proiectarea unui experiment şi construirea unei instalaţii experimentale pentru simularea

încărcărilor şi a mişcărilor din articulaţia şoldului prin:

- stabilirea obiectivelor experimentului ţinând cont de informaţiile obţinute în urma

studiului documentar şi teoretic,

- alegerea unei metode de testare care să fie concludentă pentru analizarea calitativă

şi cantitativă a comportării în exploatare a protezelor de şold,

- stabilirea condiţiilor de desfăşurare a experimentului;

- proiectarea instalaţiei experimentale:

10. Utilizarea datelor experimentale obţinute la studiul uzurii la nivelul protezelor totale de

şold la elaborarea unui algoritm de analiză;

11. Enunţarea concluziilor finale.

Realizarea standului atestă faptul că această teză de doctorat este o lucrare

interdisciplinară, aflată la frontiera dintre inginerie mecanică, inginerei electrică şi medicină.

Obţinerea datelor experimentale în stare brută, a impus găsirea de noi metode de evaluare a

fenomenelor studiate şi evidenţiate în urma studiului teoretic.

12

CAPITOLUL 4

CARACTERISTICILE STRUCTURALE ŞI FUNCŢIONALE ALE ARTICULAŢIEI COXO-FEMURALE NATURALE ŞI

ARTIFICIALE

4.1. Elemente de anatomie fiziologică

Aparatul locomotor al omului este format din oase, articulaţii, ligamente şi muşchi; acesta

este sistemul de bază care formează structura omului şi-i dă acestuia posibilitatea de a se mişca,

ceea ce joacă un rolul important în viaţă [Olariu 98].

Scheletul reprezintă locul de acumulare a sărurilor minerale ale organismului - fosfor,

calciu, fier etc., scheletul adultului are 206 oase; orice os al scheletului ocupă un loc determinat

în corpul omenesc, are formă şi alcătuire proprie şi îndeplineşte funcţii determinate. Îmbinările

din schelet sunt în jur de 150; aproape jumătate din ele sunt articulaţii, reprezentând îmbinările

cele mai mobile ale scheletului. Numeroase ligamente consolidează articulaţiile, asigurând

cinematica determinată a mişcării. Există o mulţime de articulaţii cu cinematica complexă a

mişcării reciproce a oaselor de îmbinare a scheletului. Mecanismul locomotor al omului

reprezintă, în exclusivitate, un sistem complex cu multe grade de libertate.

Corpul uman este format din: cap, gât, trunchi şi membre (figura 4.1); capul şi gâtul

alcătuiesc împreună extremitatea cefalică a corpului. Capul (caput) este alcătuit din două părţi:

una craniană, situată superior şi posterior, corespunzătoare neurocraniului sau cutiei craniene, şi

alta, reprezentată de faţă (facies) aşezată anterior şi inferior. Gâtul (collum) este partea corpului

care leagă capul de trunchi; el are o regiune posterioară sau nucală (regio cervicalis posterior sau

regio nucalis), alcătuită din elemente somatice: vertebre, articulaţii şi muşchi, şi o regiune

cervicală anterioară (regio cervicalis anterior).

Figura 4.1. Părţile corpului

uman [Artner 03].

Figura 4.2. Modelul scheletului uman (aspectul

anterior şi posterior) [Artner 03].

Trunchiul (tumcus) este format din trei părţi suprapuse: torace (torax), abdomen şi pelvis;

in interiorul lor se găsesc “cavităţile viscerale”: toracică (cavum thoracis), abdominală (cavum


13

abdominalis) şi pelviană (cavum pelvis), care adăpostesc organele interne sau viscerele toracice,

abdominale şi pelviene.

Cavitatea toracică este despărţită de cea abdominală prin muşchiul diafragma, iar

cavitatea abdominală se continuă caudal cu cavitatea pelviană care este închisă inferior de

diafragma pelviană (diaphragma pelvina) şi diagrama urogenitală (diaphragma urogenitalis).

Membrele superioare (membra superiores) se leagă de trunchi prin centura scapulară

(cingulum membri superioris); partea liberă a membrelor superioare (membrum superius liberi)

este formată din: braţ (brahium), antebraţ (antebrahium) şi mână (manus).

Membrele inferioare (membra inferiores) se leagă de trunchi prin centura pelviana

(cingulum membri inferioris); partea liberă a membrelor inferioare (membrum inferius liberi)

este alcătuită şi ea din trei părţi: coapsă (femur sau regio femuralis), gambă (crus) şi picior (pes).

Viscerele sunt organele interne ale corpului şi constituie obiectul de studiu al părţii

anatomice numită splanchnologie. Componentele modelului scheletului uman sunt prezentate în

figura 4.2.

Articulaţia şoldului (coxo-femurală) este o articulaţie de tip sinovial şi face legătura între

osul femural (capul femural) şi scheletul bazinului (cavitatea acetabulară) (figura 4.9).

Femurul este un os lung, pereche şi nesimetric, care alcătuieşte scheletul coapsei. Prezintă

o extremitate superioară (capul femural), un corp (corpul femural) şi o extremitate inferioară

(condilii femurali). Capul femural, aflat la extremitatea superioară, are forma aproape sferică.

Figura 4.9. Scheletul osos al articulaţiei şoldului şi bazinului. [Radu 09b]

Axul lung al gâtului femural este înclinat faţă de axul lung al corpului femural cu 125 -

135 , unghiul format având numele de unghi de înclinaţie. Pe măsură ce oamenii înaintează în

vârstă, unghiul de înclinaţie al gâtului femural descreşte, ajungând la valori mai mici de 115 în

cazul persoanelor în vârstă (figura 4.10).

Figura 4.10. Unghiurile de înclinaţie ale capului femural faţă de axul lung al corpului

femural, în cazul: adulţilor (a); copiilor noi născuţi (b); persoanelor în vârstă (c).

14

Articulaţia şoldului se prezintă ca o articulaţie sferoidală tipică, cu trei axe de mişcare. În

ortostatism, cu sprijinul pe ambrele membre pelviene, capul femural este solicitat la

compresiune. Această solicitare se datorează greutăţii corpului situat deasupra articulaţiei

coxofemurale (articulaţia şoldului). Sprijinindu-se pe ambele capete femurale, bazinul nu

necesită pentru stabilizarea sa în plan frontal decât forţe musculare foarte mici. Greutatea

corpului este transmisă direct şi egal la cele două capete femurale. La nivelul articulaţiei şoldului

se pot produce următoarele mişcări: flexia – extensia, abducţie – adducţie şi mişcarea de rotaţie

internă – externă (figura 4.13). Datorită lungimii colului femural şi unghiul de înclinaţie,

mişcările de flexie – extensie şi cele de abducţie – adducţie se asociază cu mişcările de rotaţie.

Figura 4.13. Amplitudinea mişcărilor efectuate de către membrele inferioare în articulaţia şoldului:

mişcarea de flexie – extensie (a); aducţie – adducţie (b); rotaţie internă –externă (c). [Radu 09b]

4.2 Biotribologie. Lubrifierea articulaţiilor naturale

Etimologia cuvântului „tribologie”, provine din cuvintele de origine greacă „tribos”, care

înseamnă frecare şi „logos” ştiinţă.

Tribologia, deşi este încă o ştiinţă în curs de dezvoltare, interesul pentru fenomenele de

frecare, uzură, precum şi ungere sunt mai vechi.

Frecarea. O mare parte din munca de cercetare la începuturile tribologiei a fost în zona de

frecare, pentru că efectele de fricţiune sunt mai uşor de demonstrat şi de măsurat. În general,

teoriile timpuri au tratat sistemele cu frecare uscată sau nelubrifiată. Problemele au fost adesea

tratate strict din punct de vedere mecanic, cu puţine referiri (sau deloc) la mediu, la filmele de

suprafaţă, sau la chimie. În primul rând, frecarea poate fi definită ca rezistenţa tangenţială, care

este oferită de o alunecare a unui corp solid peste un altul.

Uzura şi distrugerea suprafeţei. O definiţie a uzurii în sens tribologic este că acesta este

pierderea progresivă de substanţă de la suprafaţa unui organism la funcţionare, ca urmare a

mişcării relative de la suprafaţă.

Pentru sistemele constând din materiale comune (metale, polimeri, ceramică), există cel

puţin patru mecanisme principalele prin care uzura şi daunele de suprafaţă pot apărea între

substanţe solide în mişcare relativă: uzura abrazivă, uzura adezivă, uzura la oboseală şi uzura

chimică sau o uzură corozivă.

Un al cincilea mecanism, uzura prin frecare şi coroziunea prin frecare, combină elemente

de la mai mult de un mecanism. Pentru materiale biologice complexe, cum ar fi cartilajul

articular, cel mai probabil, şi alte mecanisme sunt implicate în acest proces. Ideea că frecarea

cauzează uzură şi, prin urmare, frecare redusă înseamnă uzură scăzută, este o greşeală des

întâlnită.


15

Lubrifierea este un proces de reducere a frecării şi/sau a uzurii (sau alte forme de

deteriorare a suprafeţei) între suprafeţe aflate în mişcare relativă prin aplicarea unei substanţe

solide, lichide sau gazoase (un lubrifiant).

Printre principiile generale ale lubrifierii se pot enumera [Furey 03]:

lubrifiantul trebuie să fie prezent la locul în care poate funcţiona;

aproape orice substanţă atent selecţionată sau, în condiţii speciale, poate fi folosită pentru

a reduce frecarea sau uzura, dar ea nu este un lubrifiant în mod obligatoriu;

frecarea şi uzura, nu merg împreună neapărat. Acesta este un principiu extrem de

important, care se aplică la sisteme non-lubrifiate (uscate), precum şi la cele lubrifiate. Acesta

este valabil mai ales în condiţiile lubrifierii de frontieră. Un aditiv poate reduce frecarea şi creşte

uzura, reduce uzura şi creşte frecare, reducere ambele sau le creşte pe ambele. Deşi, motivele nu

sunt pe deplin înţelese, aceasta este o observaţie experimentală. Astfel, frecarea şi uzura ar trebui

să fie percepute ca fenomene distincte;

filmul de lubrifiere efectiv sau activ într-un sistem special, poate sau nu consta în faza

iniţială sau de masă a lubrifieri.

Într-un sens larg, se poate considera că funcţia principală a unui lubrifiant este de a păstra

suprafeţele în afară, astfel încât interacţiunea (de exemplu aderenţa sau abraziunea) între solide

să nu poată avea loc, de aceea, frecare şi uzura pot fi reduse sau controlate.

Regimurile sau următoarele tipuri de lubrifiere pot fi considerate, în ordinea creşterii

severităţii sau reducerea grosimii filmului de lubrifiant în (figura 4.15) [Furey 03]:

1. lubrifierea hidrodinamică;

2. lubrifiere elasto-hidrodinamică;

3.tranziţia de la lubrifierea hidrodinamică şi elasto-hidrodinamică la lubrifierea de frontieră;

4. lubrifierea de frontieră (limită).

Figura 4.15. Regimurile de lubrifiere. [Furey 03]

Un al cincilea regim, denumit uneori uscat sau nelubrifiat, poate fi, de asemenea,

considerat ca o extremă. În plus, există o altă formă de lubrifiere care nu necesită mişcare

relativă a corpurilor fie paralele sau perpendiculare pe suprafaţă, cum este cazul rulmenţilor

aerostatici.

McCutchen (1959,1962), a fost primul care a propus un concept complet nou de lubrifiere,

weeping lubrication, aplicat la articulaţiile sinoviale. El consideră că proprietăţile cartilajului

sunt unice şi speciale şi modul în care acest lucru ar putea afecta curgerea şi lubrifierea.

Lucrarea lui Mow şi col. a continuat cu o abordare complexă şi sofisticată, în care un

model biomecanic este propus pentru studiul dinamic şi pentru interacţiunea dintre lichidul

sinovial şi cartilajul articular. Aceste idei sunt combinate în activitatea mult mai recentă a lui

Ateshian (1998), care utilizează un cadru din teoria bifazică a cartilajului articular la un model de

presurizare a fluidului interstiţial.

16

Observaţii (cu caracter general) privind lubrifierea articulaţiilor sinoviale:

1. Cele mai multe dintre teorii sunt strict mecanice sau reologice, implicând factori, cum ar fi

deformarea, presiunea şi curgerea fluidului;

2. Frecarea este foarte scăzută pentru sistemele cu cartilaj articular.

3. Nici una dintre teorii nu consideră că uzura coincide cu frecarea şi nici nu se raportează la ea.

4. Structura detaliată, biochimia, complexitatea şi modul de viaţă al sistemului cartilaj articular -

lichid sinovial sunt, în general, ignorate.

Deşi conceptele mecanice şi reologice par să domine (cu accent pe frecare), uzura şi

biochimia nu sunt complet ignorate.

Procesele tribologice într-o articulaţie mobilă nu implică numai contactul suprafeţelor

(cartilajul articular), dar şi mediul înconjurător (lichidul sinovial). Fiecare din acestea depinde de

sinteza şi de transportul elementelor biochimice constitutive necesare în regiunea de contact sau

interfaţă. Ca urmare a mişcării relative (culisare, frecare, rostogolire şi impact) între elementele

articulaţiei poate să apară frecarea şi/sau uzura şi a fost deja demonstrat şi discutat, cel puţin în

teste in vitro cu cartilaj articular că compuşii care reduc frecarea nu neapărat reduc uzura. Acesta

poate fi de ajutor în primul rând pentru a sublinia încă o dată că frecare şi uzura sunt fenomene

diferite. În plus, anumite componente ale lichidului sinovial pot acţiona pentru a reduce frecarea

în articulaţiile sinoviale în timp ce altele pot acţiona pentru reducerea uzurii cartilajului.

O creştere semnificativă a frecării articulare ar putea duce la o uşoară creştere a

temperaturilor la nivel local sau, eventual, la o reduce a mobilităţii. Dar efectele uzurii

cartilajului ar fi de aşteptat să fie mult mai grave. Astfel, există cel puţin două dimensiuni majore

implicate în fenomenele tribologice, în ceea ce priveşte natura lichidul sinovial, precum şi

cealaltă care are de-a face cu proprietăţile cartilajului articular în sine. Modificări în lichidul

sinovial sau de cartilaj ar putea duce la o creştere a uzurii sau deteriorării (sau frecării). Un

model simplificat ce ilustrează conexiunile posibile între osteo-artrită şi tribologie este oferite în

figura 4.20 [Furey 97].

Figura 4.20. Posibila conexiune între osto-artrită şi tribologie.

În unele cazuri, organismul face o încercare nereuşită de a repara, şi astfel pot să apară

creşterii osoase la periferia zonelor de contact. Mai multe studii interesante au condus la

concluzii neaşteptate, una dintre ele fiind faptul că prezenţa cristalelor a dublat uzura cartilajului.


17

4.3 Comportarea tribologică a articulaţiilor artificiale

Ratele de uzură pentru MoM, în special pentru implanturi MoM din CoCrMo au fost foarte

diferite. Rezultatele au fost colectate atât in vivo cât şi la testele pe simulator in vitro. Degradarea

materialului implantului MoM este influenţată de mai mulţi factori, cum ar fi: macro-geometria

(diametrul şi distanţa de izolare), abatere de la sfericitate şi compoziţia aliajului. În acest capitol,

sunt luate în considerare implanturile din MOM, design-ul, configuraţia, rolul materialelor,

metodele diferite de testare şi efectul lor asupra comportamentului tribologic al implanturilor

MoM. Pentru cele mai multe teste, uzura înseamnă degradarea totală a materialului şi este

frecvent acceptată din cauza proceselor mecanice.

Rata de uzură, se referă la pierderea volumetrică sau gravimetrică a materialelor în

anumite perioade de timp. Cu toate acestea, uzura (proces mecanic) şi coroziunea (procese

chimice şi electrochimice) nu pot fi separate în mod real, la implanturi MoM, prin urmare, în

acest capitol, termenul "uzură" se referă la daunele datorate atât proceselor mecanice cât şi celor

electrochimice. Înainte de a se ajunge în faza de testare pe simulator, materialele candidate ar

trebui să fie evaluate prin mai multe metode simplificate. Din punct de vedere tribologic, în

articulaţiile artificiale MoM, uzura prin alunecare este mecanismul de uzură dominant. Testele

Pin-on-disk sau cu ball-on-disk - figura 4.21 -, au fost efectuate la scară mare în întreaga lume

[Hasegawa 08]. Materiale care au uzură mare în experimentele pin-pe-disc se aşteaptă să aibă

rate de uzură mare atunci când sunt folosite la înlocuirea articulaţiilor.

Figura 4.21. Teste uzuale pentru determinare uzurii.

Dowson şi col. au constatat că grosimea prezisă a filmului a crescut în mod constant când

diametru implantului a crescut, iar în momentul în care grosimea filmului a fost stabilită la

aproximativ 14 μm (diametru capului femural este de 36 mm), rata de uzură este extrem de mică

(<0.08 mm3/milioane de cicluri). Creşterea în diametru a capului cauzează o rată de uzură mai

mică astfel că regimurile de ungere dezvoltate evoluează de la cele limită la cele mixte. Un alt

avantaj al unui cap cu diametru mare este că aceasta poate preveni dislocarea bilei femurale în

cazul în care operaţiunea este efectuată. Valoarea jocului dintre cap şi scobitură, în implantul

MoM al articulaţiei de şold, poate influenţa rata de uzură în articulaţia MoM.

Tribo-coroziunea este definită ca: procesele chimice, electrochimice şi mecanice care duc

la o degradare a materialelor în cadrul contactelor tribologice într-un mediu corosiv; este o

transformare ireversibilă. Degradarea materialului are loc din cauza combinaţie de procese

mecanice şi electrochimice şi poate apărea sub o varietate de condiţii. O mişcare de alunecare

între două suprafeţe la două corpuri sau trei corpuri de contact este o cauză comună a tribo-

coroziunii.

18

CAPITOLUL 5

CONTRIBUŢII LA MODELAREA ŞI SIMULAREA ARTICULAŢIEI COXO-FEMURALE

5.1. Modelarea computerizată a articulaţiei şoldului

Aplicabilitatea modelării în medicină, inginerie medicală şi domeniile conexe ale acestora,

se bazează pe prelucrarea informaţiilor obţinute prin metode specifice. Aria de utilizare se

întinde de la scopuri didactice până la prelucrări complexe de imagini ce permit extragerea de

informaţii suplimentare de mare valoare.

Reprezentarea tridimensională a suprafeţelor anatomice oferă o metodă de investigare

valoroasă. Imagini ale acestor suprafeţe, construite pe baza planelor multiple bidimensionale

rezultate prin tomografia computerizată, rezonanţa magnetică, respectiv tomografia

computerizată cu emisie de fotoni, ajută medicii să stabilească un diagnostic corect pe baza

imaginilor redate de echipamente sub formă 2D.

Tomografia computerizată furnizează imagini ce reprezintă atenuarea radiaţiilor X în

ţesuturile vii. Imaginile sunt achiziţionate ca o succesiune de plane paralele care, interpretate

împreună, reprezintă o distribuţie tridimensională bazată pe aprecierea densităţii relative a

ţesuturilor. Astfel, poate fi investigată structura internă a corpului, indiferent că este urmărit

aparatul osos sau ţesuturile moi [Radu 05].

Rezonanţa magnetică furnizează un contrast foarte bun între tipurile de ţesuturi moi

investigate. Cu ajutorul rezonanţei magnetice se poate măsura distribuţia nucleelor de hidrogen

mobili care furnizează structura de ansamblu a planului de informaţie precum şi timpul de

relaxare al lor, obţinându-se astfel diferenţa între diferitele tipuri de ţesuturi. Tomografia

computerizată cu emisie de fotoni măsoară emisia de radiaţii gamma; sursa acestor raze este un

radioizotop introdus în corp [Radu 05].

Reconstrucţia virtuală a articulaţiei şoldului. Soluţia propusă se bazează pe un ansamblu

de metode ce includ tehnici specifice analizei şi prelucrării de imagini, extragerii de informaţie

utilă din acesta, reprezentării cu ajutorul graficii 3D a modelului construit pe baza informaţiilor

utile extrase şi manipularea modelului obţinut în scopuri asociate studiului sau prelucrării

ulterioare.Tehnicile de obţinere şi prelucrare a modelului 3D se bazează pe tomograme (felii 2D)

obţinute de la un tomograf computerizat ce sunt apoi importate şi prelucrate de către un program

de imagistică medicală (de exemplu Mimics).

În vederea obţinerii modelului virtual al articulaţiei şoldului este necesar să se parcurgă

câteva etape majore, etape ce sunt enumerate mai jos:

1. Prima etapă este aceea prin care datele provenite de la un computer tomograf sunt importate

de către programul de imagistică medicală. Citirea datelor de intrare, reprezentate de tomogra-

mele 2D se face în ordine crescătoare începând de la tomograma cu numărul –523 până la –359

(figura 5.1). În acest caz segmentarea zonei de interes s-a realizat cu pasul de 1mm.

2. Procedeul de segmentare implică faptul că modelul de segmentat (vizualizat printr-o mască

colorată) va conţine acei pixeli ai imaginii cu o valoare mai mare sau egală cu valoare de

segmentat. O valoare mică a nivelului de gri face posibilă vizualizarea părţilor mai puţin dense,

adică a ţesutului moale ce înconjoară ţesutul osos. Stabilirea segmentării se face în funcţie de

utilizarea mai departe a modelului virtual. Detecţia suprafeţei ţesutului osos se face folosind

nivelul optim de gri (stabilit între o valoare minimă de 198 şi una maximă de 1787 de unităţi

Hounstield) (figura 5.2).


19

Figura 5.1. Importarea tomogramelor în programul de imagistică medicală.

Figura 5.2. Implementarea procedeului de segmentare în vederea separării ţesutului moale

(muşchi) de ţesutul dur (ţesutul osos).

3. Reprezentarea grafică tridimensională a articulaţiei şoldului (figura 5.3, a) şi respectiv a

osului femural (figura 5.3, b).

4. Principala problemă întâmpinată a fost realizarea unei interpolări între secţiunile realizate de

tomograf. Marele avantaj al programului Mimics este faptul că realizează interpolarea secţiunilor

scanate fără a fi nevoie ca utilizatorul să posede cunoştinţe avansate de modelare a suprafeţelor

[Radu 04]. Astfel, după obţinerea modelului 3D al osului femural, următorul pas în obţinerea

endoprotezei de şold este acela de realizare al modelului sub format IGES al femurului. Acest

model este reprezentat de o suprafaţă ce înfăşoară şi copie cu fidelitate toate neregularităţile

osului normal şi este modelul de referinţă pentru realizarea ulterioară a implantului într-un

program CAD (SolidWorks sau CATIA).

Obţinerea modelului IGES presupune următoarele etape:

1. Determinarea şi calcularea poliliniilor, rezultând astfel conturul exterior al osului femural

(figura 5.3, c). În acest caz, polilinia este o linie curbă continuă ce trece prin toate punctele ce

determină conturul modelului. Astfel obţinut, conturul osului poate fi vizualizat atât sub forma

de 2D cât şi 3D.

Figura 5.3. a) Modelul virtual al articulaţiei şoldului; b) modelul virtual al osului femural; c)

determinarea poliliniilor (liniilor de contur); d) modelul IGES al osului femural.

20

2. Verificarea şi repararea conturului determinat de polilinii. Analiza poate fi influenţată de

prezenţa artefactelor ce sunt semnale eronate recepţionate de tomograf în timpul scanării şi care

se datorează deplasării pacientului în interiorul tomografului, fie prezenţei în corpul pacientului a

unor diferite obiecte metalice (implanturi, proteze, plombe).

3. Obţinerea propriu-zisă a modelului IGES (figura 5.3, d). Acest lucru este posibil prin

„îmbrăcarea” conturului determinat de polilinii cu o suprafaţă care este tangentă la fiecare linie

de contur. Astfel, modelul 3D al osului femural sub format IGES poate fi importat într-un

program CAD (SolidWorks) în vederea proiectării unui element de protezare. Modelul geometric

final al protezei (figura 5.4) rezultă în urma unor operaţii complexe de adăugare sau îndepărtare

de material (extrude, sweep, revolve, blend, cut, slot, etc.).

Figura 5.4. Proteza totală de şold proiectată în SolidWorks (modelul 1).

O caracteristică importantă de care trebuie să se ţină seama la proiectarea oricărei proteze

este aceea de potrivire a modelului osului în format IGES cu modelul virtual al protezei

păstrându-se astfel dimensiunile antropometrice ale osului. Acest lucru este posibil prin

suprapunerea celor două modele (modelul de culoare roşie este modelul IGES al osului femural ,

iar cel de culoare gri este modelul virtual al protezei) (figura 5.5).

Figura 5.5. Suprapunerea celor două modele virtuale (a); secţiune prin ansamblul celor două

modele (b).

Figura 5.7. Imagine cu proteza Sulzer Ti-Al-Nb 2141674.


21

Figura 5.9. Modelul CAD al protezei realizat în programul CATIA P3 V5R19.

Pentru analiza cu element finit (FEA) s-a mai realizat modelul CAD al unei alte proteze

totale de şold Sulzer Ti-Al-Nb 2141674 (figura 5.7) care a fost testată şi pe standul de simulare

(capitolul 6). Modelul CAD al acestui tip de proteză şi analiza cu element finit a fost realizată

folosind programulCATIAP3V5R19 (figura 5.9).

5.2 Modelarea cu elemente finite

Metoda analizei cu elemente finite a apărut ca o consecinţă a necesităţii de a calcula

structuri de rezistenţă complexe pentru care metodele analitice de calcul nu sunt operabile. Ideea

de bază este aceea că în cazul în care structura se împarte în mai multe părţi numite elemente

finite, pentru fiecare dintre acestea se pot aplica teoriile de calcul corespunzătoare schematizării

adoptate. Modelarea cu elemente finite prin intermediul soft-ului CATIA presupune, ca şi în

cazul utilizării celorlalte soft-uri care au la baza această metodă, parcurgerea unor etape

specifice, prezentate în tabelul 5.1 de mai jos [Lates 08].

Tabelul 5.1. Etape specifice în modelarea cu elemente finite.

Preprocesarea

Modelarea domeniului geometric

Modelarea materialului

Generarea structurii

cu elemente finite

- discretizarea ;

- modelarea proprietăţilor;

- obţinerea elementelor finite speciale;

Modelarea

constrângerilor

- modelarea legăturii cu elementele adiacente;

- modelarea legăturii cu baza.

Modelarea încărcărilor

Verificarea modelului cu elemente finite

Rezolvarea modelului cu elemente finite

Postprocesarea Vizualizarea şi studiul rezultatelor

Optimizarea modelului

22

Pentru modelarea cu elemente finite s-a ales modelul CAD al protezei totale de şold Sulzer

(Ti-Al-Nb 2141674) prezentat în figura 5.7. Modelarea domeniul geometric s-a realizat pornind

de la dimensiunile geometrice ale implantului; acestea au fost determinate prin măsurări directe

pe implantul existent în laborator. Validarea lor s-a făcut prin comparaţie cu datele existente în

cataloagele oferite de producător.

Primul pas în modelarea materialului s-a făcut prin identificarea materialelor care intră în

componenţa implantului (pornind şi de la inscripţiile aplicate de producător şi de la datele din

literatura de specialitate). O parte din rezultatele analizei cu elemente finite este prezentată în

figurile 5.38 şi 5.39.

Figura 5.38 Rezultatele FEA la un subiect de 98 kg (rezultanta forț elor de 1177,3 N):

câmpurile de tensiuni von Mises (a) şi vizualizarea deplasărilor (b).

Figura 5.39. Rezultatele FEA la subiectul cu 98kg ( rezultanta de 2371,6 N): câmpurile de

tensiuni von Mises şi deplasărilor.


23

CAPITOLUL 6

CONTRIBUŢII LA STUDIUL EXPERIMENTAL A COMPORTĂRII ÎN EXPLOATARE

A UNEI PROTEZE DE ŞOLD CIMENTATE

6.1 Metode de diagnosticare a degradării protezelor totale de şold

Diagnosticul imagistic cuprinde mai multe metode de investigaţie, dintre care cea

radiologică clasică este cel mai des folosită [Drugă 05].

Trebuie precizat că până la ora actuală nu există nişte criterii universal acceptate în vederea

diagnosticării decimentării, cel puţin în ceea ce priveşte metoda radiologică. Cu toate acestea, la

fiecare control, imaginea radiologică, trebuie studiată în comparaţie cu imaginile anterioare

pentru a pune în evidenţă modificările (apărute) la nivelul componentelor protezei, al mantalei de

ciment, al interfeţei metal-ciment sau ciment-os, precum şi modificările osoase.

Pentru o mai corectă apreciere a nivelului modificărilor, precum şi în vederea cuantificării

datelor, componenta femurală şi interfeţele corespunzătoare acesteia au fost împărţite de Gruen

în şapte sectoare, iar componenta acetabulară, împreună cu mantaua de ciment, au fost împărţite

de Sir J.Charnley şi De Lee în trei sectoare.

Modificările radiologice sugestive pentru apariţia decimentării componentei femurale pot

fi grupate în trei mari categorii [Georgeanu 99], [Drugă 05]:

1. Modificări ale poziţiei sau structurii tijei:

Deplasarea în varus a tijei;

Migrarea distală a tijei;

Deformarea tijei femurale;

Ruperea tijei femurale.

2. Modificări ale mantalei de ciment:

Fracturarea mantalei (cel mai frecvent în apropierea vârfului tijei);

Fragmentarea cimentului (în special în porţiunea supero-medială);

Zone liniare de radiotransparenţă la nivelul anumitor porţiuni ale interfeţei os-

ciment;

Migrarea distală (înfundarea mantalei de ciment împreună cu componenta

femurală;

Apariţia unei zone de rarefiere în masa de ciment.

3. Modificări ale osului:

Apariţia unei zone de rarefiere osoasă la nivelul corticalei şi a treimii a femurului;

Apariţia unei zone de rarefiere în canalul medular în vecinătatea vârfului tijei;

Apariţia unei zona de îngroşare corticală fuziformă produsă prin mişcarea treimii

distale a tijei;

Pseudo-artroza marelui trohanter după trohanteroplastie;

Fractura diafizei.

Pentru evidenţierea semnelor radiologice de decimentarea, trebuie urmărită dinamica

modificărilor la nivelul cupei, cimentului şi ale osului la nivelul celor trei zone descrise de De

Lee şi Charnley. Modificările la acest nivel pot fi încadrate în mai multe categorii [Georgeanu 99]:

24

Absorbţie osoasă generalizată sau localizată într-o zonă De Lee-Charnley şi

mărirea dimensiunilor zonei de absorbţie (mai mult de 2 mm progresiv la peste 6

luni post-operatorii.

Migrarea medială; fractura lamei patrulatere;

Modificarea poziţiei cupei (înclinare, anteversie);

Fragmente libere de ciment sau polietilenă în articulaţie;

Fractura cupei sau a mantalei de ciment.

Evidenţa radiologică a degradării fixării protezelor necimentate este mult mai greu de

stabilit; până în acest moment, datele clinice nu sunt suficient de relevatoare în a stabili o

corelaţie între imaginea radiologică şi evidenţa histologică a fixării osoase fibroase a

componentei protetice.

Fixarea prin creştere fibroasă este considerată stabilă atunci când nu se constată o migrare

a tijei, dar este evidentă o zonă extensivă radio-opacă în jurul tijei, separată de aceasta printr-o

zonă radio-transparentă de aprox. 1 mm. Nu este prezentă hipertrofia corticală, ceea ce sugerează

că cilindrul osos în care se fixează tija asigură o distribuţie uniformă a tensiunilor la acest nivel

[Georgeanu 99].

O fixare instabilă este definită prin evidenţa migrării tijei în interiorul canalului medular şi

prezenţa unor linii divergente radio-opace. Îngroşarea corticală apare la nivelul calcarului şi la

nivelul vârfului protezei, indicând zonele de tensiune maximă şi zonele lipsite de solicitare.

Determinarea gradelor mici de mobilizare ale componentelor femurale este dificilă;

tehnicile noi de stereo-radiografie asistată de calculator permit aprecieri extrem de corecte ale

deplasării tijelor. Modificările radiologice care stabilesc diagnosticul de mobilizare sunt

asemănătoare celor descrise în cazul protezelor cimentate. Apariţia zonelor de radio-transparenţă

delimitate sau nu de zone de condensare, schimbarea poziţiei cupei sau degradarea acesteia pot fi

considerate elemente de certitudine pentru degradarea montajului endoprotetic [Drugă 05].

6.3 Proiectarea şi construcţia unui stand pentru testarea protezelor

totale de şold

Parametrii standului. Pentru testarea protezelor totale de şold (la uzură) cu cap femural

detaşabil s-a proiectat, realizat şi etalonat un stand de încercări experimentale. La proiectarea

standului s-au avut în vedere următoarele aspecte:

- Pe stand trebuie să se simuleze toate mişcările din articulaţia şoldului (paragraful 4.17 -

Anatomia şi fiziologia art. şoldului) şi anume: flexie – extensie, abducţie – adducţie şi

rotaţie internă – externă (figura 4.13). Amplitudinea maximă a mişcărilor din articulaţia

naturală a şoldului sunt prezentate în figura 4.13;

- Forţa de compresiune care acţionează asupra capului femural al protezei trebuie să poată

fi modificată (50-380 kg);

- Standul trebuie să ofere posibilitatea testării unei game variate de proteze de şold

realizate din materiale diferite (MoM, CoC, MoP etc.) cu diametre diferite ale capului

femural şi al cupei acetabulare (22, 26, 28, 32, 36, …,50, 52, 54, 56 mm);

- La alegere să poată fi simulată o singură mişcare din articulaţie;

- Posibilitatea contorizării automate a numărului de cicluri realizate;

- Posibilitatea modificării amplitudinii mişcărilor din articulaţie;

- Posibilitatea înregistrării vitezelor şi acceleraţiilor unghiulare pe cele trei direcţii;

- Posibilitatea realizării unui număr foarte mare de cicluri (de ordinul a 107),


25

- Standul trebuie să ofere posibilitatea lubrifierii suprafeţelor articulare din proteză;

- Standul trebuie să aibă o construcţie simplă şi un preţ de cost scăzut.

Proiectarea şi realizarea circuitului pneumatic. Asigurarea forţei de compresiune

necesară la simularea încărcării din articulaţia şoldului se poate realiza destul de uşor folosind

acţionările pneumatice sau hidraulice. Având în vedere că nu sunt necesare forţe de compresiune

mari (de ordinul 105 daN), în acest caz, s-a optat pentru folosirea acţionărilor şi comenzilor

pneumatice. Asigurarea forţei de compresiune necesare (între 50 şi 380 kg) la simularea

încărcării din articulaţia şoldului se realizează cu ajutorul a doi cilindrii pneumatici cu dublă

acţiune ce au următoarele caracteristici:

diametrul interior al cilindrului (alezajul) Dc = 60 mm,

diametrul tijei pistonului dt = 20 mm,

cursa pistonului c = 118 mm

presiunea relativă de alimentare ps = 1 şi 10 bari.

diametrul nominal al orificiilor de alimentar DN = 6 mm,

prinderea cilindrilor se realizează pe flanşa posterioară prin intermediul a patru tije

filetate M 8 de un profil INP 100 (figura 6.3)

Tabelul 6.1. Variaţia forţei dezvoltate de cei doi cilindrii în funcţie de presiunea de alimentare.

Presiunea la

reţeaua de

alimentare

(bar)

Forţa reală

realizată de un

cilindru la avans

(daN)

Randamentul

η

Forţa dezvoltată

de cei doi cilindrii

legaţi în paralel

(daN)

1 22,60 0,8 45,21

2 45,21 0,8 90,43

3 67,82 0,8 135,64

4 90,43 0,8 180,86

5 113,04 0,8 226,08

6 135,64 0,8 271,29

7 158,25 0,8 - 0,9 316,51

8 180,86 0,8 - 09 361,72

8,5 192,16 0,8 - 0,9 384,34

Figura 6.3. Imagine cu cilindrii pneumatici folosiţi la generarea forţei de compresiune.

26

Valorile forţelor de compresiune din acest tabel sunt apropiate de cele obţinute pe stand

(măsurate prin intermediul traductorului de forţă Kaliber Műszer-és Méréstechnika Kft

Tip:7929) între anumite intervale de presiune obţinându-se un coeficient de randament de 0,84 şi

chiar 0,9 (figura 6.3). Pentru antrenarea dispozitivului unde se află tija cu capul protezei s-a

folosit un motor pneumatic oscilant de tip piston - cremalieră (figura 6.6). Controlul lungimii

cursei, de 140°, pe care o realizează motorul se poate face prin intermediul senzorilor de poziţie

(limitatoare capăt de cursă).

Figura 6.6. Motor pneumatic oscilant cu piston-cremalieră (detalii constructive).

Pentru comanda(alimentarea) celor doi cilindrii pneumatici (legaţi în paralel) s-a folosit un

distribuitor 4/2 cu sertar rotativ şi comandă manuală, produs de compania Festo Pneumatic-

Germania (figura 6.7) având 4 orificii (cu diametru 1/8 ţoli), astfel: A+B pentru utilizatori (cei

doi cilindrii legaţi în paralel), P folosit la alimentare şi R pentru punere la atmosferă.

Distribuitorul lucrează cu presiuni de până la 10 atm (atmosfere), conform inscripţiei laterale.

Pentru alimentarea motorului pneumatic oscilant tip piston-cremalieră s-a folosit un

distribuitor 5/2 cu sertar cilindric pilotat (figura 6.8).

Figura 6.7. Distribuitorul 4/2 cu sertar

rotativ folosit la alimentarea cilindrilor

cu dublu efect ce asigură forţa de

compresiune.

Figura 6.8. Distribuitorul 5/2

folosit la alimentarea motorului

pneumatic oscilant tip piston-

cremalieră.

Figura 6.9. Drosele unidirecţionale folosite în circuitul pneumatic


27

Pentru reglarea vitezei motorului pneumatic oscilant sau folosit două drosele de cale

(unidirecţionale) produse de firma Bosch-Germania (figura 6.9, a) şi alte două drosele de cale

pentru temporizare, produse de Balanţa –Sibiu (figura 6.9, b). În prima fază au fost realizate

două circuite pneumatice: unul pentru asigurarea forţei necesare de compresiune (figura 6.14) şi

unul pentru acţionarea şi comanda motorului pneumatic oscilant de tip pinion-cremalieră.

Folosind programul Fluid Sim-P s-a realizat simularea ambelor circuite în conformitate cu

caracteristicile lor. Pentru simplificarea construcţiei, s-a realizat un singur circuit pneumatic.

Figura 6.14. Circuitul pneumatic ce deserveşte mecanismul ce asigură forţa de compresiune

necesară.

Măsurarea forţei de compresiune, dezvoltată de cei doi cilindrii pneumatici, s-a realizat

prin intermediul unui traductor de forţă (tracţiune-compresiune); astfel a fost ales un traductor

produs de Méréstechnika Kft. Instrument and Measuring Technics Ltd. Instrument und

Messtechnik GmbH (figura 6.17); dimensiunile de gabrit sunt prezentate în figura 6.18.

Figura 6.17. Traductorul de forţă

Kaliber tip 7929.

Figura 6.18. Dimensiunile de

gabarit ale traductorului.

28

Aparatul AED-9101A, care include placa amplificatoare AD-101, ambele produse de firma

Hottinger-Baldwin Messtechnik-Germania, serveşte la prelucrarea semnalelor provenite de la

punţi tensometrice (traductoare de forţă-moment care au în componenţă punţi tensometrice),

asigurând performanţe foarte bune [Dumitriu 03]. Schema bloc a aparatului AED 9101A este

prezentată în figura 6.20.

Figura 6.20. Schema bloc a aparatului AED 9101A cu amplificatorul AD101 [1].

Aparatul AED 9101A asigură protecţia amplificatorului AD 101, stabilizarea tensiunii,

precum şi conectarea la un PC extern, printr-una dintre următoarele interfeţe seriale: RS-232

(utilizată în acest stand şi disponibilă la nivelul plăcii amplificatoare, care poate funcţiona şi

independent), RS-422, RS-485 (cu 2 fire), RS-485 (cu 4 fire).

Tabelul 6.3. Principalele caracteristici tehnice şi funcţionale ale AED 9101A /AD 101 [1].

Tipul AED 9101A

(placa de bază)

AD 101

(amplificator PCB)

Clasa de precizie (cu calibrare internă) - 0.01

Numărul de valori comerciale, în acord cu

EN 455501 (R76) d 6000

Sensibilitate la intrare μV/e 1

Domeniul de măsurare mV/V

± 2.0

Domeniul semnalului de intrare ± 3.0

Rezoluţia max. de măsurare a semnalului Bit ± 20 (la 1 Hz)

Măsurarea debitului (în funcţie de formatul

de ieşire şi baud rata) Hz 600 … 4.7

Frecvenţa de tăiere a unui filtru, ajustabilă 40 … 0.25 (± 3 dB)

Tensiunea de excitare a punţii UB(DC) V 5 5 … 10 (tensiunea de operare)

Măsurarea semnalului de intrare,

traductoare SG (punte completă)

Ω

≥40 *)

Conectarea Traductorului - Circuit 6 fire

Rezistenţă de intrare (diferenţială) MΩ >15

Lungimea cablului traductorului

m

≤10

Lungimea cablului interfeţei RS- 232

RS-422 / RS - 485

≤15

≤1000 ≤15


29

Semnal de calibrare mV/V 2 ± 0.01%

Temperatura de stabilitate a semnalului de

calibrare ppm/

°C 10

Eroare de linearitatea % ± 0.01

Efectul temperaturii asupra punctului de

zero (referitor al întreaga scală)

Sensibilitatea de măsurare

%/10

K

typ. ± 0.005; max. 0.01

typ. ± 0.005; max. 0.01

Interfeţe (Selectabile prin micro-

întrerupătoare)

RS-422; RS-485;

RS-232 RS-232

Rata de transfer baud 1200 ... 38400

Tensiunea de funcţionare V 6 ... 30 5 ... 10

Ondulaţie reziduală ≤50mV (p.p.)

Consum de curent (fără celula de sarcină) mA ≤60 **)

Domeniul temperaturii nominale

Domeniul temperaturii de lucru

Domeniul temperaturii de înregistrare

°C

[°F]

-10 ... +60 [+14 ... +140]

-20 ... +70 [-4 ... +158]

-40 ... +85 [-40 ... +185]

Dimensiuni de gabarit mm 200 x 65 x 40 93 x 53 x 17

Greutatea aprox. g 400 40

Clasa de protecţie DIN 40050 (IEC 529) IP65 IP00

*) Depinde de tensiunea de alimentare externă

**) Curentul consumat = ≤80mA + tensiunea de excitare UB / rezistenţa punţii RB.

Toţi parametrii pot fi stocaţi în siguranţă împotriva penelor de curent în memoria

EEPROM. Electronica traductorului este ajustată printr-un instrument de calibrare din fabrică la

valori absolute 0 mV/V şi 2 mV/V. După amplificare şi conversia analog-digitală (CAN),

urmează filtrarea prin intermediul unor filtre numerice reglabile (comanda FMD, ASF), respectiv

0,06 Hz, 0,12 Hz, 0,25 Hz, 0,5 Hz, 1Hz, 2 Hz, 4Hz, 8 Hz, 18 Hz, 40 Hz şi 120 Hz.

Motorul de c.c (24 V) şi circuitul lui de comandă. Un motor electric este un dispozitiv ce

transformă energia electrică (de la o sursă de tensiune) în energie mecanică. Majoritatea lor

funcţionează pe baza forţelor electromagnetice ce acţionează asupra unui conductor parcurs de

curent electric aflat în câmp magnetic. Motoarele de curent continuu cu perii sunt larg utilizate în

diverse aplicaţii, de exemplu în jucării, la acţionări cu viteză constantă, în sisteme de centrifugare

şi ventilatoare, la pompe, procese industriale, etc.

Pentru acţionări electrice de puteri mici şi medii, sau pentru acţionări ce nu necesită câmp

magnetic de excitaţie variabil, în locul înfăşurărilor statorice se folosesc magneţi permanenţi.

Turaţia motorului este proporţională cu tensiunea aplicată înfăşurării rotorice şi se reglează

prin varierea tensiunii aplicată motorului până la valoarea nominală a tensiunii.

Cuplul dezvoltat de motor este direct proporţional cu curentul electric prin rotor.

Schimbarea sensului de rotaţie se face fie prin schimbarea polarităţii tensiunii de alimentare.

Caracteristicile tehnice ale motorului de c.c (24 V) cu magneţi permanenţi folosit la acest

stand sunt : tensiune de alimentare: 24V/30A; stator cu magneţi permanenţi; 2 viteze (din

fabricaţie); turaţia: 120-200 rpm; reductor melcat 900 (din construcţie); putere nominală 300W.

Arborele de ieşire are un diametru de 10 mm, o lungime de 19 mm şi prezintă o porţiune

filetată (M8) pe o lungime de 8 mm. Bucşa de centrare a arborelui reductorului are un diametru

de 19 mm şi este realizată din bronz. Motorul prezintă o flanşă de prindere din tablă de oţel de 2

mm care are practicate trei găuri (dispuse la 1200) cu diametru de 6,5 mm permiţând o asamblare

cu şuruburi M6.

30

Control bidirecţional. De obicei, în aplicaţiile practice, este nevoie să se comande un

motor în ambele sensuri (este şi cazul acestui stand de simulare) ceea ce se poate realiza folosind

o punte H. Puntea H are numele derivat de la modul obişnuit de desenare a circuitului şi este în

principiu un circuit cu patru întrerupătoare, ce acţionează câte două odată pe diagonală, pentru a

schimba sensul de rotaţie al motorului (figura 6.28).

Figura 6.28. Principiul de funcţionare al punţii H.

Standul de simulare are în componenţă şi un circuit electric de comandă al motorului de

c.c de 24 V(cu perii), care antrenează o cuplă cilindrică printr-un melc, pe care este montat

suportul tijei (stemul) protezei de şold (figura 6.29).

Figura 6.29. Detaliu constructiv cu cupla cilindrică şi melcul antrenat de un motorul de 24 VCC.

Componentele principale ale acestui circuit electric, cu o construcţie simplă, un număr mic de

componente şi un preţ de cost scăzut, sunt (figura 6.30):

2 transformatoare 220VAC/24VAC (TR1 şi TR2),

2 punţi redresoare (20PM1, 10MP1), de conversie a tensiunii alternative în continuă,

un releu auxiliar RI-13 (figura 6.31)

un circuit variator de tensiune,

un motor electric de curent continuu de 24 V (de antrenare),

un bloc borne pentru realizarea conexiunilor,

două micro-întrerupătoare K1 şi K2, care limitează cursa mecanismului melcat şi

determină comanda releului electric pentru inversarea sensului mişcării (figura 6.32),

un multimetru digital,

dispozitiv de contorizare a orelor de funcţionare ale mecanismului.


31

Figura 6.30. Circuitul de comandă şi alimentare al motorului de 24Vcc.

Dispozitiv de contorizare a numărului de cicluri. Pentru contorizarea numărului de cicluri

care se realizează pe standul experimental s-a dezvoltat o aplicaţie simplă în mediul de

programare LabVIEW 7.0. Cele două ferestre (panou şi diagramă) ale aplicaţiei sunt prezentate

în figurile 6.34 şi 6.35.

Figura 6.34. Fereastra diagramă a aplicaţiei de contorizare a numărului de cicluri.

Figura 6.35. Fereastra panou a aplicaţiei.

32

Dispozitivul de contorizare are la bază o placă de achiziţie LABJACK U12 (aflată în

dotarea Catedrei de Mecanică Fină şi Mecatronică), un micro-întrerupător şi o rezistenţă electrică

(6K2) - figura 6.36 şi 6.37.

Figura 6.36. Placa de achiziţie LabJack U12. Figura 6.37. Amplasarea micro-întrerupătorului.

Dispozitive MEMS pentru măsurarea acceleraţiilor. Standul de simulare mai are în

componenţă două dispozitive MEMS pentru măsurarea acceleraţiilor şi unghiurilor Roll, Pitch şi

Yaw – figura 6.44 (pe cele trei axe) la nivelul stemului (tijei) protezei de şold.

Primul dispozitiv MEMS montat a fost 9DOF Razor IMU-AHRS (figura 6.39) care

încorporează patru micro-senzori, astfel: LY530AL (giroscop pe o singură axă), LPR530AL

(giroscop pe două axe), ADXL 345(accelerometru pe trei axe), HMC 5843(magnetometru).

Figura 6.39. Dispozitivul 9DOF Razor IMU-AHRS.

Figura 6.44. Aplicaţia software ArduIMU_v004


33

Pentru a se constata eventualele erori ce pot apărea în urma adaptării programului

ArduIMU, pe standul de simulare s-a montat în paralel cu platforma 9DOF Razor IMU încă un

sistem senzorial profesional MTI (X-SENS), produs de compania Xsens Technologies B.V

(figura 6.46). Sistemul MTI X-SENS este o unitate complet miniaturală pentru măsurări inerţiale

ce are în componenţă magnetometre integrate 3D, un procesor capabil să calculeze cele trei

unghiuri Roll, Pitch şi Yaw, în timp real.

Figura 6.46. Kit-ul MTI X-SENS. Poziţionarea sistemul de coordonate al unităţii

MTI/MTX.

Construcţia standului. Întreg standul de simulare este montat pe o placă din aluminiu

având următoarele dimensiuni de gabarit: 58,6 x 44,8 x 6 cm şi o greutate de aprox.45kg. Pe

această placă au fost practicate o serie de găuri filetate pentru montarea tijelor şi a motorului

pneumatic oscilant. Varianta finală a standului este prezentată în figura 6.57.

Figura 6.57. Imagine cu standul de simulare în faza finală a montajului

34

În ceea ce priveşte componenta acetabulară primul suport folosit pentru fixarea cupei a fost

cel din figura 6.58. După primele încercări (aprox.100 cicluri) au apărut primele probleme legate

de mobilizarea cupei acetabulare (aceasta se rotea odată cu capul femural). Astfel, a apărut o

mişcare relativă între cupa (realizată din aliaj de Co-Cr-Mo şi UHMWPE) şi căptuşeala (din aliaj

de titan) indiferent de tipul de adeziv aplicat. Prin urmare, s-a trecut la realizarea unui nou suport

pentru cupa acetabulară care să corespundă condiţiilor de testare de pe stand (figura 6.59).

Componenta femurală (tija protezei) a fost fixată într-un dispozitiv ca cel din figura 6.60; la acest

dispozitiv nu au fost semnalate probleme deosebite în timpul funcţionării standului.

Figura 6.58. Imagini cu primul model de suport pentru cupa acetabulară

Figura 6.59. Imagine cu cel de-al doilea

model de suport pentru cupa acetabulară.

Figura 6.60. Imagine cu suportul port tijă

femurală.

Principalele avantaje ale acestui stand sunt:

Construcţie simplă implicând un număr reletiv mic de componente mecanice,

pneumatice şi electrice,

Se pot simula toate cele trei mişcări din articulaţie,

Se pot testa toate combinaţiile de articulaţii artificiale MoM,CoC şi MoP,

Numărul ciclilor este contorizat automat,

Forţa de compresiune poate fi modificată simplu prin setarea presiunii

Se pot testa capete femurale şi cupe acetabulare de diferite diametre 28 mm,

32mm, etc.,

Prin poziţionarea corespunzătoare a dispozitivului port-tijă sau prin

întreruperea alimentării la motorul oscilant pneumatic se poate simula doar o

singură mişcare,


35

Acţionând asupra droselelor, din circuitul pneumatic, se poate modifica viteza

de rotaţie şi lungimea cursei la motorul pneumatic oscilant,

Modificând tensiunea de alimentare a motorului electric de c.c (24V) se poate

varia viteza de rotaţie a melcului de antrenare al cuplei cilindrice,

Modificând poziţia celor două micro-întrerupătoare (montate pe cupla

cilindrică) se poate varia cursa dispozitivului port-tijă,

Folosind un dispozitiv simplu se poate detrmina şi forţa la care asamblarea

dintre capul femural şi tija protezei se desface.

Principalele dezavantaje constatate de-a lungul funcţionării:

După fiecare set de măsurători trebuie verificată lungimea cursei în cazul

motorului pneumatic oscilant,

Necesită un compresor de aer cu o butelie de cel puţin 100l,

Pentru circuitul pneumatic este recomandat să se monteze două capacitoare

suplimentare.

La anumite intervale de timp butelia compresorului trebuie purjată din cauza

apei care poate să ajungă în circuitul pneumatic.

6.4 Modul de obţinere a datelor experimentale şi interpretarea lor

Modul de obţinere a rezultatelor privind uzura şi fiabilitatea protezelor totale de şold

presupune definirea unui protocol de lucru. În acest caz, protocolul presupune parcurgere

unor etape esenţiale:

1. Pregătirea standului în vederea desfăşurării experimentului. Această etapă

presupune:

Calibrarea traductorului de forţă,

Reglaje la nivelul circuitului pneumatic privind cursa şi viteza de rotaţie a

ansamblului port-tijă,

Calibrarea platformelor MEMS pentru măsurarea acceleraţiilor,

Verificarea circuitului pneumatic pentru a nu avea pierderi de presiune,

Verificarea funcţionalităţii mecanismului de antrenare cu motor electric,

Verificarea gradului de lubrifiere la mecanismului melcat şi la motorul

pneumatic oscilant cu piston-cremalieră

Verificarea dispozitivului de contorizare a numărului de cicluri şi a orelor de

funcţionare a standului,

2. Pregătirea componentelor protetice. Această etapă se realizează înainte de

începere testelor şi la finalizarea numărului dorit de cicluri presupune:

Curăţarea componentelor protetice (conform cu standardele ISO şi ASTM),

Determinarea masei componentelor folosind o balanţă analitică de precizie,

Determinarea proprietăţilor geometrice ale capului femural şi cupei

accetabulare (sfericitate, diametru mediu, rugozitate medie) în conformitate cu

prevederile standardelor: ASTM F 2033, ISO 4291, ASME B46.1.

Inspecţie vizuală folosind un microscop digital.

3. Desfăşurarea testelor.

4. Stocarea datelor obţinute în timpul testelor.

36

Indicatori ai procesului de uzură. Rata de uzură a protezelor diferă mult de la un

pacient la altul pentru că şi activitatea lor este foarte diferită. Statistic s-a detrminat că o

persoană cu activitate medie, face aproximativ 1 milion de paşi/an, iar cei mai activi ajung

la 3,2 milioane cicluri/an. Persoanele mai în vârstă, mai puţin activi, fac între 0,2 şi 0,5

milioane de cicluri/an. Bărbaţii mai tineri de 60 de ani merg cu 40% mai mult decit cei de

peste 60 de ani; bărbaţii merg cu 28% mai mult decât femeile [13]. Determinarea activităţii

medii a unei persoane se poate face destul de uşor dacă se foloseşte un pedometru , care

poate fi amplasat în imediata apropiere a articulaţiei coxo-femurale.

Principalele mecanismele ale uzurii sunt [13]:

adeziunea: este legarea suprafeţelor protetice cu osul sau cimentul înconjurător,

sub acţiunea încărcării la care sint supuse. Micro-mişcările componentelor sunt

transferate uneia sau mai multor suprafeţe, de obicei în zonele cu rezistenţă mai

mică, degradând structura (ţesutul) şi aderenţa componentei protetice respective.

abraziunea: este procesul mecanic prin care frecarea între două structuri cu

rezistenţă diferită face ca structura mai dură să roadă din structura mai moale. La

nivelul suprafeţei de frecare, se realizează eliberarea de particule de uzură care

provin mai ales din structura mai moale.

oboseala materialului: orice material poate realiza doar un anumit număr de cicluri

de încărcare; când această capacitate maximă de încărcare este depăşită, apare

oboseala materialului şi degradarea lui progresivă.

La nivelul unei proteze, acţionează toate cele trei mecanisme principale de uzură, nu

toate odată, ci în perioade diferite, în funcţie de tensiunea la care este supusă. Acestor

mecanisme de uzură li se mai adaugă unul: frecarea la nivelul unor suprafeţe secundare,

cum sunt [13]:

frecarea ocazională dintre colul femural protetic şi marginea componentei

acetabulare,

frecarea la interfaţa proteză-ciment sau ciment-os, iar în cazul protezelor

necimentate, la interfaţa proteză-os,

frecarea dintre suprafaţa exterioară a cupei de polietilenă şi cea a cupei metalice,

frecarea dintre cupa metalică şi şuruburile ei de fixare.

Particulele care rezulta din frecarile enumerate sint alcatuite din: os,

polimetilmetacrilat, aliajul metalic al protezei, particule rezultate in urma coroziunii

metalice, hidroxiapatita.

La rindul lor, aceste particule ajung intre suprafetele primare de frecare (cele dintre

componentele protezei), accentuind uzura la acest nivel.

Uzura se poate exprima prin cântărire (uzura gravimetrică-Ug), măsurarea grosimii

stratului pierdut (uzura liniară-Uh) sau ca volum de material pierdut (uzura volumetrică-

Uv). Volumul de uzură creşte cu timpul (uzura este cumulativă), este invers proportional cu

duritatea materialului testat, depinde direct de regimul de lubrifiere, de temperatura de

functionare şi de încărcare. În cazul acetui studiu s-au folosit următorii indicatori

(principali) ai uzurii:

Uzura gravimetrică-Ug [mg], care se poate determina prin căntărire pe o balanţă

analitică;

Uzura liniară-Uh [mm], sau penetrarea liniară se poate determina folosind

formula: hv UrU 2 , unde r este raza capului femural;


37

Uzura volumetrică-UV [mm3], se determină în funcţie de Ug şi densitatea (ρ) a

materialului din care este realizată componenta protezei astfel: /gV UU .

În literatura de specialitate, la evaluarea gradului de uzură se mai folosec şi o serie de

indicatori secundari cum sunt: rata (viteza) uzurii şi intensitatea uzurii. Aceşti indicatori

secundari se determină astfel:

Rata de uzură volumetrică-VUv, [mm3/h], tUV VUv / unde t este perioada

de de exploatare a protezei sau, în cazul acestui studiu, timpul de realizare a

numărului de ciclii dorit;

Rata de uzură gravimetrică- VUg, [mg/h], tUV gUg / ;

Rata de uzură liniară- VUh, [mm/h], tUV hUh / .

6.4.3 Desfăşurarea experimentului

Pregătirea standului. După finalizarea montajului standului s-a trecut la verificarea

funcţionalităţii dispozitivului care asigură forţa de compresiune (format din cei doi cilindrii

pneumatici, traductorul de forţă şi suportul port-cupă) şi a dispozitivelor care asigură

antrenarea suportului port-tijă (formate din motorul oscilant pneumatic cu piston-

cremalieră, cupla cilindrică antrenată de melc şi motorul electric de 24 Vcc).

Astfel, s-au realizat o serie de reglaje în special la circuitul pneumatic pentru

stabilirea cursei şi vitezei de rotaţie a motorului oscilant cu piston-cremalieră prin

acţionarea asupra celor patru drosele.

Parametrii circuitului pneumatic (forţele dezvoltate de cilindrii, timpul de acţionare şi

viteza de deplasare) au fost simulaţi folosind softul FluidSim-P. Cursa şi viteza de

deplasare, pe care o execută dispozitivul port-tijă, au fost reglate la valorile calculate

iniţial, prin poziţionarea celor două limitatoare de cursă şi prin modificarea tensiunii de

alimentare a motorului de c.c. Reglaje au fost făcute şi la dispozitivele mecanice pentru a

se asigura o bună aliniere între capul protezei şi cupa acetabulară.

Calibrarea dispozitivului de măsurare a forţei de compresiune, compus din

traductorul de forţă Kaliber tip 7929 şi aparatul AED 9101 A, a fost realizată prin

utilizarea unor etaloane de greutate (de ordinul II) de 1kg, 5kg, 10kg, 20kg şi 30kg. În acest

sens s-au folosit comenzile LDW şi LWT ce permit definirea unei caracteristici de

măsurare proprie (fără a afecta calibrarea producătorului). Calibrarea dispozitivului s-a

făcut pentru o greutate de 630kg.

Pregătirea probelor protetice. Înainte de începere efectivă a experimentului s-a

realizat curăţarea capului femural şi a cupei protezei, care urmează a fi testată. Această

operaţie s-a desfăşurat în conformitate cu prevederile din Anexa A4 (Method for cleaning

of specimens – Metodă de curăţare a specimenelor) ce aparţine standardului ASTM F1714-

96 [10]. Standardul ASTM F1714-96 face referire la evaluarea gravimetrică a uzurii la

modelele protetice de şold în dispozitive simulatoare (Standard Guide for Gravimetric

Wear Assessment of Prosthetic Hip-Designs in Simulator Devices). Următoarea etapă după

curăţarea componentelor a fost cântărirea capetelor femurale înainte de începerea testării.

Astfel, folosind o balanţă analitică Sartorius model CP 225 D (aflată în dotarea Catedrei de

Fizică din cadrul Univ. Transilvania din Braşov), s-au cântărit cele trei capete femurale (de

28 mm) folosite în acest studiu. Măsurătorile s-au desfăşurat la o temperatură ambientală

de aprox. 20 grade Celsius într-un mediu controlat (conţinut redus de praf, lipsa câmpurilor

electromagnetice puternice, lipsa vibraţiilor) obţinându-se valorile prezentate în tabelul 6.6

(o parte dintre acestea se pot vedea şi în figura 6.62). Pentru fiecare cap femural s-au

efectuat câte un set de cinci determinări – tabelul 6.6.

Determinarea abaterii de sfericitate şi a diametrului mediu s-au realizat pe o maşină

38

de măsurare în coordonate MMC DEA GLOBAL PERFORMANCE (aflată în dotarea

Catedrei de Mecanică Fină şi Mecatronică)- figura 6.64. După parcurgerea următoarelor

etape: alimentarea maşinii cu aer comprimat, definirea configuraţiei capului de măsurare,

etalonarea capului de măsurare folosind o sferă de calibrare şi crearea şi alinierea

sistemului de referinţă asociat reperului, s-a trecut la scanarea propriu-zisă a

componentelor protetice. Rezultatele obţinute sunt prezentate în tabelul 6.8. La definirea

câmpurilor de toleranţă la determinarea diametrului mediu şi a abaterii de sfericitate s-a

ţinut cont de indicaţiile producătorilor inscripţionate pe capetele femurale şi pe cupe

(prezentate anterior).

Tabelul 6.6.Valorile obţinute după cântărirea capetelor femurale (în faza iniţială).

Componenta Masa1 Masa 2 Masa 3 Masa 4 Masa 5 Valori

medii

Capul

femural 1 75,0928 g 75,0929 g 75,0928 g 75,0930 g 75,0928 g 75,09286 g

Capul

femural 2 66,57935 g

66,57938

g

66, 57937

g 66,57938 g

66,57939

g 66,57937 g

Capul

femural 3 70,9185 g 70,9186 g 70,9185 g 70,9187 g 70,9186 g 70,91858 g

Figura 6.62. Imagini din timpul procesului de cântărire al capetelor femurale.

Tabelul 6.8. Valorile obţinute pentru diametru mediu şi pentru abaterea de sfericitate (în faza

iniţială).

Componenta

Diametru

mediu

nominal mm

Diametru

mediu

măsurat mm

Abatere de

sfericitate

determinată mm

Câmpul de

toleranţe

specificat de

producător

µm

Abatere de

sferici-tate

tolerată conform

ISO 5832-12

µm

Capul

femural 1 28 27,951 0,033 (+3.5, -0.0) <10µm

Capul

femural 2 28 27,995 0,005 (+0.0,-0.0) <10µm

Capul

femural 3 28 27,966 0,006

(+11.0, -

0,07) <10µm

Cupa 1 28 28,244 0,007 - <10µm

Cupa 2 28 28,080 0,005 - <10µm


39

În ceea ce priveşte determinarea rugozităţii medii (Ra), măsurătorile s-au desfăşurat în

laboratoarele specializate din cadrul companiei INA Schaeffler Braşov pe staţiile de

măsurare MarSurf XC20 (V.1 40-5) şi MarSurf XR20 (V. 1 10-5) şi în laboratoarele

Catedrei de Chimie (Univ.Transilvania din Braşov) folosind un microscop cu forţă atomică

AFM (Atomic Force Microscopy) model NT-MDT NTEGRA Probe Nanolaboratory, cu

vîrf din Siliciu (NSG10, un singur cristal de siliciu, raza vărfului 10 nm); rezultatele

acestor măsurători sunt prezentate în tabelul 6.9. În cazul microscopului AFM NT-MDT

NTEGRA, măsurarea rugozităţii s-a realizat doar la polul capului femural. Rugozitatea

medie nu a putut fi măsurată la cele două cupe accetabulare din cauza formei concave

(vărful palpator nu putea fi poziţionat pe suprafaţa de măsurare). Dimensiunea imaginilor

2D şi 3D obţinute prin AFM a fost de 50x50μm şi 100x100μm.

Tabelul 6.9. Valorile obţinute la determinarea rugoziţăţii medii (în faza iniţială).

Componenta

Rugozitatea

medie (Ra)

MarSurf XC20 µm

Rugozitatea

medie (Ra)

MarSurf XR20 µm

Rugozitatea

medie

La pol

NT-MDT

NTEGRA

(nm)

Rugozitatea medie (Ra)

tolerată conform

standard ASTM F2033,

ISO468 şi ISO 7606-2 (Rev.1996)

Capul

femural 1 0,249 0,25

39,2109

(figura 6.65) <0,05µm

Capul

femural 2 0,006

* 0,006

*

- <0,05µm

Capul

femural 3 0,028 0,03

34,7426

(figura 6.66) <0,05µm

Cupa 1 1,029 1.09 - <0,05µm

Cupa 2 0,09 0,08 - <0,05µm

*Rugozitatea medie (Ra) pentru capul femural 2 a fost ceea specificată de producător, adică

0,006 µm, conform cu prevederile standardului ISO 5832-12.

Inspecţia vizuală (potrivit prevederilor standardului ASTM F1714-96) s-a realizat folosind

un microscop digital model VHX-600E produs de KEYENCE (aflat în dotarea Catedrei de

Mecanică Fină şi Mecatronică), folosind o mărire de x500, x1000, x2000, x3000, x4000 şi

x5000. Exemple din aceste imagini preluate în timpul inspecţiei pot fi văzute în anexe.

Desfăşurarea testelor Astfel, pentru efectuarea primelor teste, pe stand, s-au montat: o tijă

(scurtată) de la o proteză de şold bipolară Sulzer Ti-Al-Nb 2141674 (figura 5.7), capul femural 1

(realizat din aliaj Co-Cr-Mo) şi cupa acetabulară 2, realizată din aliaj de Co-Cr-Mo şi

UHMWPE. Presiunea la ieşirea din compresor a fost reglată la 6 bari, iar pentru circuitul, care

deserveşte cilindrii pneumatici ce asigură forţa de compresiune, la 4,5 bari, realizându-se astfel

primii 3000 de cicluri. La testarea capului femural 1 şi a cupei acetabulare 2 nu s-a folosit

lubrifiant. Pentru capul femural 3 şi cupa 2 au fost realizate 10000 cicluri, la o presiune de 4 bari

în prezenţa unui lubrifiant (tabelul 6.10).

Frecvenţa de oscilaţie (Oscillating Frequency) este oscilaţia protezei de şold şi este egală

cu perioada de realizare a unui ciclu pe secundă. Pentru testare s-a ales (conform cu ghidul de

aplicare al standardului ASTM F1714-96) o frecvenţă de încercare de aprox.1Hz.

După parcurgerea etapelor prezentate în protocolul de obţinere a rezultatelor şi folosind

aceleaşi echipamente pentru determinări s-au obţinut rezultatele din tabelul 6.11.

40

Exemple de imagini preluate de la microscopul digital după realizarea inspecţiei vizuale la capul

femural 1 şi 3 sunt prezentate în Anexele 6.9 şi 6.10. Pentru setul al doilea de teste sau respectat

aceleaşi etape şi condiţii, rezultatele fiind prezentate în tabelul 6.13.

Tabelul 6.10. Condiţii de desfăşurarea a primelor teste.

Componenta

Număr

cicluri efectuate

Presiune

alimentare

circuit

pneumatic

general

Presiune

alimentare

cilindrii

compresiune

Forţa cu care

acţionează

cilindrii

asupra

protezei daN

Greutatea

care

acţionează

asupra

capului femural

kg

Perioada

de

testare

(sec)

Frecvenţa

de

oscilaţie a protezei

(Hz)

Capul

femural 1 3000 6 bari 4,5 bari 213,64 218 2900 1,034Hz

Capul

femural 3 10000 6 bari 4 bari 180,86 185 9870 1,013Hz

Tabelul 6.11. Rezultatele obţinute după primele teste.

Componenta

Valoarea

medie a

masei

cântărite (g)

Rugozitatea

medie (Ra)

MarSurf

XC20 (µm)

Rugozitatea

medie (Ra)

MarSurf

XR20 (µm)

Abatere

medie de

sfericitate

determinată (mm)

Rugozitatea

medie - pol

NT-MDT

NTEGRA

(nm)

Lubrifiere

Capul

femural 1 74,954 g 0,641 0,65 0,042 81,4512 Nu

Capul

femural 3 70,5543 g 0,127 0,13 0,012 59,5834

Da (Ulei sintetic

5W-40)

Tabelul 6.13. Rezultatele obţinute după setul al II-lea de teste

Componenta

Valoarea

medie a

masei

cântărite

(g)

Rugozitatea

medie (Ra)

MarSurf

XC20

(µm)

Rugozitatea

medie (Ra)

MarSurf

XR20

(µm)

Abatere

medie de

sfericitate

determinată

(mm)

Rugozitatea

medie - pol

NT-MDT NTEGRA

(nm)

Capul

femural 1 74,8471 g 0,641 0,65 0,042 553,3357

Cupul

femural 3 70,4474 g 0,127 0,13 0,012 99,4531

Stocarea datelor obţinute în timpul testelor. Informaţiile de la platformele senzoriale

MEMS au fost preluate sub formă de fişiere txt. Imaginile de la microscopul digital VHX-600E

au fost salvate ca fişiere în format JPG.

Parametrii principali specifici uzurii, pentru cele două capete femurale sunt prezentate în

tabelele 6.14. Având în vedere rolul acidului hialuronic (HA) în procesul de lubrifierea a

articulaţiilor sinoviale (subcapitolul 4.2.6) pentru setul al III-lea de teste s-a decis utilizarea

acestuia la testarea capului femural 2.


41

CAPITOLUL 7

CONCLUZII. CONTRIBUȚII PERSONALE. VALORIFICAREA REZULTATELOR ȘI DIRECȚII VIITOARE DE CERCETARE

7.1Concluzii generale

Scopul final al tezei de doctorat a fost realizarea unui stand experimental de simulare a

încărcărilor și mişcărilor din articulaţia şoldului și utilizarea lui în studiul uzurii la nivelul

artroplastiilor totale de şold. Realizarea standului atestă faptul că această teză de doctorat este o

lucrare interdisciplinară, aflată la frontiera dintre inginerie mecanică, inginerei electrică şi

medicină. Obţinerea datelor experimentale în stare brută, a impus găsirea de noi metode de

evaluare a fenomenelor studiate şi evidenţiate în urma studiului teoretic. Aşa cum lucrarea este

structurată pe şase părţi, şi concluziile ce se desprind din ea se pot structura pe şase segmente ce

vor fi expuse în continuare.

Prima partea a lucrării abordează noţiunile de bază necesare înţelegerii problemelor

protezării articulaţiei şoldului. Se face o introducere în conceptul de protezare, prin prezentarea

detaliată a principiilor şi metodelor de protezare a şoldului, clasificarea biomaterialelor utilizate

în protezare precum şi aspecte privind biocompatibilitatea acestora cu ţesuturile umane. Nu sunt

omise nici direcţiile de studiu privind comportarea în exploatare a implanturilor de şold prin

prezentarea câtorva sisteme telemetrice implantabile pentru măsurarea încărcărilor din articulaţia

coxo-femurală și a unor standuri tribologice experimentale.

Concluzia generală, privind acest capitol este că, datorită tendinţelor de cercetare la nivel

mondial, în ceea ce priveşte artroplastia totală de şold, s-au diversificat și amplificat eforturile

privind găsirea de noi materiale biologice care să satisfacă cerinţele unui bun implant de şold.

Nici design-ul implanturilor nu a fost abandonat, cu toate că, la ora actuală există pe piaţă

destul de mulţi producători care au realizat o gamă largă de modele de proteze de şold.

Totodată au fost puse la punct și dezvoltate o serie de dispozitive senzoriale, mai ales din

domeniul micro și nano senzorilor (NEMS) pentru studierea comportamentului in vivo al

articulaţiilor protezate.

Partea a doua a tezei descrie în detaliu caracteristicile structurale și funcţionale ale

articulaţiilor naturale și artificiale de şold. Pentru început sunt prezentate aspecte privind

biomecanica aparatului locomotor; este prezentată în detaliu anatomia și patologia articulaţiei

şoldului. Studiul continuă cu biomecanica ţesuturilor dure (femurul) și a cartilajului articular,

accentul punându-se pe organizarea structurală și pe proprietăţile mecanice ale acestor ţesuturi.

Datorită faptului că această teză presupune și proiectarea și construcţia unui stand pentru

simularea mişcărilor și încărcărilor din articulaţia şoldului sunt abordate și aspecte privind

biotribologia și lubrifierea articulaţiilor articulare. Datorită importanţei pe care o are lubrifierea

în uzura cartilajului articular, sunt detaliate principalele regimuri de lubrifiere prezente într-o

articulaţie sinovială, dar și comportarea tribologică a articulaţiilor artificiale. De asemenea sunt

prezentate și rezultatele unor studii de referinţă în acest domeniu. Având în vedere că pe stand

sunt testate componente protetice realizate din aliaj de Co-Cr-Mo și UHMWPE este detaliat

comportamentul tribologic al acestor materiale; sunt prezentate o serie de dispozitive pentru

studierea acestui comportament.

Concluzia generală, privind acest capitole este că deşi s-au desfăşurat foarte multe studii

privind lubrifierea articulaţiilor naturale și artificiale, problema rămâne de strictă actualitate.

De-a lungul timpului, deşi au apărut o serie de teorii privind lubrifierea în articulaţiile

sinoviale, până în prezent nici una dintre acestea nu poate să explice fenomenul de lubrifiere în

42

articulaţii. Nu s-a putut determina cu precizie care este natura legăturilor dintre bolile

reumatice și procesul de degradare al cartilajului articular.

Partea a treia, intitulată Contribuţii la modelarea şi simularea articulaţiei coxo-femurale

naturale şi artificiale prezintă o serie de aspecte privind modelarea în biomecanică, cu precădere

modelarea folosind metoda elementelor finite a articulaţiei protezate a şoldului. Analiza cu

elemente finite s-a realizat pornind de la modelul CAD al unei proteze bipolare de şold existentă

în dotarea laboratorului de Biomecanică (aceeaşi proteză fiind testată pe standul simulator),

folosindu-se softul CATIA V5R19 prin parcurgerea etapelor specifice. O etapă importantă a fost

identificarea materialelor, din care au fost realizate componentele protetice, pornind de la

documentaţia producătorului şi până la consultarea standardelor în vigoare (ISO, ASTM).

Stabilirea rezultantei forţelor, care acţionează într-o articulaţie artificială de şold, s-a realizat în

urma unui calcul analitic riguros (folosind principiile mecanicii clasice), unei analogii cu

încărcarea dintr-o articulaţie naturală şi în urma unui studiu bibliografic bogat. Astfel, au fost

puse în valoare câmpurile de tensiuni von Mises și al deplasărilor. Această parte se încheie cu o

modelare matematică a articulaţiei naturale şi artificiale a şoldului din punctul de vedere al

încărcărilor şi al tribologiei.

Concluziile principale, privind această parte a tezei, sunt că:

rezultatele obţinute prin metoda elementelor finite sunt credibile, deşi au la bază o serie

de ipoteze simplificatoare, iar dintre caracteristicile mecanice ale materialeor se iau în

considerare doar coeficientul lui Poisson, densitatea şi modulul lui Young,

modelul de proteză studiat se încadrează în prevederile standardelor în domeniu,

rezultatele obţinute din modelarea matematică au fost validate prin comparare cu

informaţiile furnizate de la o aplicaţie care are la bază un sistem senzorial telemetric in

vivo de măsurare a încărcărilor într-o articulaţie de şold protezată.

Ultima parte, a tezei a fost dedicată construcţiei unui stand experimental pe care să se

poată simula toate mişcările şi încărcările dintr-o articulaţie de şold. În prima parte s-au trecut în

revistă cele mai importante metode de diagnosticare a degradării protezelor totale de şold, a

mecanismelor care conduc la aceasta şi a metodelor de evaluarea. După stabilirea parametrilor pe

care trebuie să-i aibă standul experimental, s-a trecut la găsirea unor soluţii constructive puţin

costisitoare, la identificarea unor mecanisme, care să satisfacă cerinţele impuse, şi la

implementarea unor sisteme de acţionare adecvate. Pornind de la un buget de austeritate s-a

decis folosirea unor echipamente şi mecanisme existente în dotarea laboratoarelor din cadrul

Catedrei de Mecanică Fină şi Mecatronică. O parte din echipamente au fost recondiţionate pentru

a se asigura o bună funcţionalitate.

7.2 Contribuţii personale

Teza de doctorat „Contribuţii la studiul în exploatare a elementelor de protezare” îmbină

specificul proiectării şi modelării asistate de calculator a implanturilor biomedicale cu specificul

construcţiei unui stand experimental pentru testarea acestora şi cu metodele şi mijloacele de

determinare a gradului de uzură al articulaţiilor protezate.

Contribuţia autorului constă atât în realizarea unui stand experimental, care să contribuie la

simularea mişcărilor şi încărcărilor dintr-o articulaţie protezată. Soluţia constructivă aleasă

pentru realizarea standului este una strict originală şi puţin costisitoare prin folosirea unor

echipamente recondiţionate aflate în dotarea Catedrei MFM.

În capitolul 2 intitulat „Stadiul actual al cercetării privind studiul comportării în

exploatare a elementelor de protezare” contribuţiile autorului sunt:


43

Un studiu bibliografic complex al conceptului de protezare focalizându-se în principal

asupra principiile şi metodele de protezare actuale;

Clasificarea biomaterialelor folosite la realizarea dispozitivelor şi implanturilor

medicale, prin identificarea grupelor de materiale şi a proprietăţilor fizico-mecanice şi

biocompatibile ale acestora cu organismul uman;

Evaluare obiectivă a aplicaţiilor metodelor de protezare în medicină prin identificarea

soluţiilor şi dispozitivelor medicale utilizate. Astfel, autorul a identificat toate domeniile

din medicină în care metodele de protezare au aplicaţie;

Un studiu documentar privind înlocuirea totală a articulaţii sinoviale în special a celor

de şold; sunt trecute în revistă toate tipurile de articulaţii artificiale: MoM, CoC şi MoP,

Un studiu privind biocompatibilitatea diferitelor tipuri de biomateriale, folosite în

reconstrucţia articulaţiei şoldului, cu ţesuturile umane;

O abordare sistematică asupra direcţiilor de studiu privind comportarea în exploatare a

implanturilor de şold; sunt prezentate şi o serie de sisteme senzoriale telemetrice

reprezentative folosite la determinarea încărcărilor din articulaţiile protezate ale

şoldului.

În capitolul 4 intitulat Caracteristicile structurale şi funcţionale ale articulaţiei coxo-

femurale naturale şi artificiale, contribuţiile autorului sunt:

Un studiu bine documentat privind anatomia fiziologică a aparatului locomotor şi în

special al articulaţiei şoldului,

Aspecte privind biomecanica articulaţiei şoldului, ţesuturilor tari şi a cartilajului

articular; sunt scoase în evidenţă principalele caracteristici mecanice pentru fiecare tip

de ţesut,

Un studiu complex asupra lubrifierii articulaţiilor sinoviale şi o prezentare detaliată a

principalelor regimuri şi teorii privind lubrifierea în articulaţii,

Un studiu privind comportarea tribologică a articulaţiilor naturale şi artificiale,

Punerea în evidenţă a legăturii dintre tribologie şi coroziune.

La capitolul 5 intitulat Contribuţii la modelarea şi simularea articulaţiei coxo-femurale

naturale şi artificiale, autorul are următoarele contribuţii:

Realizarea modelului CAD al protezei de şold care va fi testată pe stand,

Modelarea folosind metoda elementelor finite a modelului CAD obţinut.

În capitolul 6 denumit Contribuţii la studiul experimental a comportării în exploatare a

unei proteze de şold cimentate, autorul a avut următoarele contribuţii:

Un studiu bine documentat privind: metodele de diagnosticare a degradării la nivelul

articulaţiilor protezate ale şoldului, mecanismele de apariţie a degradării şi metodele de

evaluare a degradării,

Stabilirea parametrilor constructivi şi funcţionali ai standului experimental,

Proiectarea şi realizarea standului experimental, ceea ce a presupus:

Proiectarea şi realizarea practică a circuitului pneumatic pentru mecanismul de

antrenare a dispozitivului port-tijă şi pentru dispozitivul care asigură forţa de

compresiune,

Simularea circuitului pneumatic în programul FluidSim-P,

44

Realizarea mecanismului ce asigură mişcarea de adducţie - abducţie + rotaţie

internă şi externă,

Realizarea circuitului electric de alimentare şi de comandă al suportului port-tijă,

Realizarea cuplajului între motorul electric de c.c şi mecanismul melcat,

Comanda motorului de c.c cu folosind principiul punţii H,

Realizarea unui dispozitiv de contorizare a numărului de cicluri realizaţi pe

stand,

Montarea și conectarea traductorului de forţă,

Realizarea suportului port-cupă şi port-tijă,

Realizarea unui sistem de rigidizare la nivelul întregului stand, dar şi la nivelul

dispozitivului de măsurare a forţei de compresiune,

Realizarea comunicaţiei între traductorul de forţă, unitatea AED9101 A şi PC,

Calibrarea traductorului de forţă Kaliber 7929,

Proiectarea şi realizarea unei carcase pentru platforma MEMS,

Realizarea unei aplicaţii în LabView pentru dispozitivul de numărare a

impulsurilor,

Montarea şi calibrarea a două platforme MEMS pentru determinarea

acceleraţilor unghiulare.

Definirea protocolului de obţinere a rezultatelor conform cu prevederilor din standarde,

Definirea principalilor indicatori ai procesului de uzură folosiţi în studiu,

Testarea a trei capete femurale

Determinarea masei, diametrului mediu, abaterii de sfericitate și rugozităţii medii la

nivelul capetelor femurale şi al cupelor acetabulare

Prelucrarea rezultatelor obţinute.

7.3 Modul de valorificare a rezultatelor

Cercetările ştiinţifice efectuate asupra temei şi domeniilor adiacente ei, care s-au întins pe

o perioadă de mai mulţi ani şi s-au materializat prin unele rezultate valorificate în felul următor:

Lucrări la Conferinţe Internaţionale cotate ISI: 7,

Lucrări la Conferinţe Internaţionale cotate B+: 24,

Lucrări la Conferinţe Internaţionale cotate B: 30,

Lucrări în Conferinţe naţionale: 14,

total, 75 lucrări din care la :

4 – unic autor, 36 – prim autor şi la 35 – coautor.

Membru în echipele a 5 contacte de cercetare:

1. Contract de cercetare tip AT , cod CNCSIS-423, 2003 cu tema Contribuţii la modelarea

şi simularea funcţiei vizuale în vederea protezării şi ortezării, valoare 16.000 lei, director

contract Conf.dr.ing. Daniela BARBU,

2. Contract de cercetare tip A, cod CNCSIS-635, 2002, tema nr.14, denumit Analiza

dinamicii mişcării elementelor componente din sistemele biomecanice de reabilitare şi

recuperare a persoanelor cu handicap în vederea modernizării şi optimizării în funcţionare,

director contract Prof.dr.ing.Ileana ROŞCA,


45

3. Contract de cercetare tip A, cod CNCSIS-1088, 2005, tema nr.3, denumire grant:

Perfecţionarea tehnicilor audio-vidio şi a mediilor inteligente implementate în optimizarea

metodelor de investigare a biosistemelor şi de asistare a persoanelor dezavantajate, director

contract Prof.dr.ing. Mihaela BARITZ.

4. Contract de cercetare tip A, cod CNCSIS-393, 2008 cu tema Modele şi sisteme avansate

pentru protecţia organismului uman la vibraţii şi prevenirea bolilor profesionale, director

contract Prof.dr.ing.Simona LACHE.

5. Contract de cercetare PN II-IDEI, ID-147, 2007-2010, 800000 lei, Contribuţii la

analiza, modelarea şi simularea sistemelor mecatronice moderne destinate recuperării, director

grant Conf. Dr. ing. Daniela Barbu.

Cărţi publicate:

1. Lache S., Braun B., Drugă C.,Aplicaţii inginereşti ale calculatoarelor - Teorie şi

practică, Tipografia Univ. Transilvania din Braşov, 2003.

2. Cristea L., Drugă C., Automate bancare şi de servire, Tipografia Univ. Transilvania

din Braşov, 2003,

3. Drugă C., Braun B., Cojocaru A.,Bazele utilizării calculatoarelor, vol.I, Ed. Univ.

Transilvania din Braşov, 2007,

4. Drugă C., Cojocaru A., Senzori şi traductoare electrice, Ed. Univ. Transilvania din

Braşov, 2009,

5. Radu C., Roşca I., Drugă C., Cismaru M., Biomecanică şi mecatronica sistemelor

biomecanice, Ed. Univ. Transilvania din Braşov, 2009,

6. Ionescu E., Drugă C., Introducere în hidraulică, Ed. Univ. Transilvania din Braşov,

2009,

Cărţi în curs de apariţie:

1. Drugă C., Braun B., Cojocaru A.,Bazele utilizării calculatoarelor, vol.II, Ed. Univ.

Transilvania din Braşov, în curs de publicare,

2. Radu, C, Roşca, I.C., Drugă C., Baritz, M.I., Biomateriale şi biocompatibilitatea lor cu

organismul uman, Editura Universităţii Transilvania din Braşov, în curs de publicare.

3. Roşca, I.C., Baritz, M.I., Radu, C., Drugă, C.: Biomecanica ţesuturilor vii, Editura

Universităţii Transilvania din Braşov, în curs de publicare.

7.4 Direcţii viitoare de cercetare

Rezultatele teoretice şi experimentale ale cercetărilor dezvoltate în prezenta teză de

doctorat deschid noi orizonturi de cercetare în ingineria medicală. Dintre numeroasele cercetări

ce vor fi abordate în viitor se pot menţiona:

Proiectarea şi realizarea unei noi versiuni a standului de simulare cu performanţe

îmbunătăţite;

Proiectarea şi realizarea unui model nou de proteză totală de şold prin utilizarea

materialelor inteligente (cu memoria formei),

Dezvoltarea unei aplicaţii software care să permită determinarea fiabilităţii unui

implant,

Testarea şi altor tipuri de implanturi folosite în protezarea articulaţiilor (de exemplu

genunchi şi umăr),

46

BIBLIOGRAFIE SELECTIVĂ 1. [Antonescu 86] Antonescu D.,Buga M.,Constantinescu I.,Metode de calcul şi tehnici

experimentale de analiza tensiunilor în biomecanică, Ed. Tehnică, Bucureşti, 1986, p.18-42.

2. [Batalu 07] Batalu Dan ., Proiectarea implanturilor, U. P. Bucureşti, Curs, 2007.

3. [Bergmann 90] Bergmann G., Graichen F., Rohlmann A.,”Instrumentation of a hip joint

prosthesis. In: Bergmann G, Graichen F, eds.Implantable Telemetry in Orthopedics, ISBN

3-927433-45-4, Berlin, 1990; 35-63.

4. [Botez 02] Botez,P.,Munteanu,F.,Aspecte biomecanice ale acrtilajului articular, Buletinul

Stiinţ. Al Univ.Politehnica, Timişoara, 47(61),2002.

5. [Brockett 07] Brockett, C., Williams, S., Jin Z., Isaac, G., and Fisher. J. Friction of total hip

replacements with different bearings and loading conditions. Journal of Biomedical

Material Research Part B: Applied Biomaterials, JohnWiley and Son,2007, pp.508–515.

6. [Cristea 06] Cristea L.,Materiale speciale,Suport de curs, Ed.Univ.Transilvania din

Braşov,2006.

7. [Damian 84] Damian, T.,Banu, V., Micromotoare pneumatic liniare şi rotative, Ed. Tehnică,

Bucureşti, 1984.

8. [Drugă 05] Drugă C.N.; Contribuţii la studiul comportării în exploatare a elementelor de

protezare, Referatul II al teza de doctorat: Contribuţii la studiul comportării în exploatare a

elementelor de protezare, conducător ştiinţific: prof.dr.ing Ileana C.Roşca, Braşov, iunie

2005,pp.121-130.

9. [Drugă 09] Drugă C.N., Cojocaru A.,Senzori şi traductoare electrice, Ed.Univ.

Transilvania, Braşov,Vol.I, ISBN 978-973-598-465-6, pp.93-98.

10. [Druga 10] Drugă C., Barbu D.,Şerban I., Femur bone model by using a 3d scanning

method, 3rd

International Conference Advanced Composite Materials Engineering

COMAT 2010, 27- 29 October 2010, Brasov.

11. [Furey 03] Furey, M. J., Joint Lubrication –cap.4,din cartea Biomechanics- Principles and

Applications, CRC PRESS LLC, Washington D.C, 2003, pag.75-79.

12. [Georgeanu 99] Georgeanu V. Al.,Cauzele mobilizării componentelor protezei totale de

şold, Rev. de Ortopedie şi Traumatologie, Bucureşti, vol.9, nr. 3-4, 1999, p.139-147.

13. [Goldring 97] Goldring S.R., Clark C.R., Wright T.M., The problem in total joint

arthroplasty; aseptic losening, Journal of Bone and Joint Surgery, september 1997, vol.79-

A, nr.9, p.1373-1380.

14. [Hasegawa 08] Taisho Hasegawa: Tribology Research Trends, Nova Science Publishers,

Inc, New York, 2008, pag.110-137.

15. [Herman 07] Herman P. Irving.,Physics of the Human Body, Springer Berlin Heidelberg

New York, 2007, pp.51-59.

16. [Ionescu10] Ionescu, E., Braun, B., Ionescu, M.,Acţionări şi automatizări pneumatic, Ed.

Univ. Transilvania din Braşov, 2010, p.1-4.

17. [Jagatia 01] Jagatia, M. and Jin, Z. M. Elastohydrodynamic lubrication analysis of metal-

on-metal hip prostheses under steady state entraining motion. Proc IMechE Journal of

Engineering in Medicine,2001, pp.531–541,

18. [Lates 08] Lateş, M.-T., Metoda elementelor finite.Aplicaţii. Ed. Universitatii Transilvania,

2008, pp.11-32.


47

19. [Maniu 05]Maniu I., Sisteme de acţionare. Aplicaţii, Îndrumar de laborator, Univ.

Politehnică Timişoara, 2005.

20. [Olariu 98] Olariu V., Roşca Ileana, Baritz Mihaela, Barbu Daniela, Radu Gh.,

Biomecanica. Bazele Biomecanicii, Editura MACARIE, Târgovişte, 1998, p.97-103,

21. [Radu 04a] Radu C., Roşca I., Drugă C., Studiul testării biomaterialelor, Comefim 7, Buc.i,

2004.

22. [Radu 05] Radu, C.: Modelarea coputerizată folosită în sistemele biomecanice, Conferinţa

Naţională IMT Oradea, Fascicolul de Management şi Inginerie Tehnologică, Volumul IV

(XIV), 2005.

23. [Radu 09a] Radu C., Contribuţii la studiul elementelor de protezae obţinute prin prototipare

rapidă,Teză de doctorat, Universitatea Transilvania Braşov, 2009

24. [Radu 09b] Radu C., Drugă C., Roşca I., Cismaru M., Biomecanica şi mecatronica

sistemelor biomecanice, Îndrumar de laborator,vol.I, Ed.Univ. Transilvania din Braşov,

ISBN 978-973-598-528-8, 2009, pp.17-30.

25. [Schneck 03a] Schneck D.J., Bronzino J.D.: Biomechanics- Principles and Applications,

CRC PRESS LLC, Washington D.C, 2003 (cap.1 Mechanics of Hard Tissue coord.

J.Lawwrence Katz) pp.1-19.

26. [Sokoloff 79] Sokoloff, L., Davis, W. H., and Lee, S. L. A proposed model of boundary

lubrication by synovial fluid: structuring of boundary water, Journal of Biomechanical

Engineering, 101, pp. 185–192, 1979.

27. [Szeri 11] Szeri Z.A.,Fluid Film Lubrication, Second Edition, Cambridge University

Press, 2011, pp.511-536.

28. [Şerban 09] Şerban I.,Drugă C.,Roşca I.,A method for manufacturing skeleton models

using 3D scanning combined with 3 D printing, Annals of DAAAM, Viena,

Proceedings of the 20 th International DAAAM by Sympozium, vol.20, no.1,pp.1319.

48

REZUMAT

Studiul asupra proiectării şi realizării unui stand de simulare a mişcărilor și încărcărilor

dintr-o articulaţie de şold naturală și artificială, precum și studiul asupra uzurii protezelor totale

de şold, care a făcut obiectul prezentei teze de doctorat, a avut drept bază de pornire importanţa

pe care o are artroplastia totală de şold (Total Hip Arthroplasty) în cadrul chirurgiei de

reconstrucţie a şoldului.

Deşi, aparent acest procedeu a evoluat destul de mult în ultimele decenii, ca şi consecinţă a

numeroaselor îmbunătăţiri aduse concepţiei componentelor protezei, a caracteristicilor mecanice

mai bune ale materialelor (biomaterialelor) utilizate, a procedeelor noi de fabricare a protezelor,

a creşterii biocompatibilităţii dintre proteză şi ţesuturile biologice şi nu în ultimul rând ca urmare

a unei mai bune cunoaşteri a biomecanicii articulaţiei şoldului, problema protezării articulaţiei

coxo-femurale este de mare actualitate.

Scopul final al tezei de doctorat a fost realizarea unui stand experimental de simulare a

încărcărilor și mişcărilor din articulaţia şoldului și utilizarea lui în studiul uzurii la nivelul

artroplastiilor totale de şold. Realizarea standului atestă faptul că această teză de doctorat este o

lucrare interdisciplinară, aflată la frontiera dintre inginerie mecanică, inginerei electrică, ştiinţa

materialelor şi medicină. Obţinerea datelor experimentale în stare brută, a impus găsirea de noi

metode de evaluare a fenomenelor studiate şi evidenţiate în urma studiului teoretic

ABSTRACT

The study regarding design and implementation of a simulation stand for movements and

loads in a natural and artificial hip joint, as well as the study of total hip prosthesis wear, which

is the subject of this doctoral thesis, have had as starting basis the importance of total hip

replacement (Total hip arthroplasty) for surgical reconstruction of the hip.

Although this process has apparently evolved a lot in recent decades, as a consequence of

numerous design improvements of prosthesis components, because of better mechanical

characteristics of materials (biomaterials), new manufacturing processes for prostheses,

continuous growth of biocompatibility between prosthesis and biological tissues and also due to

a better understanding of hip biomechanics, the issue of coxo-femoral prosthesis is highly

topical.

Final goal of the thesis was the development of an experimental stand for simulating loads

and movements of the hip joint by using it in the study of wear for total hip arthroplasty.

Development of the stand shows that this thesis is an interdisciplinary work, lieing at the border

of mechanical engineering, electrical engineering, material science and medicine. Obtaining raw

experimental data, required finding new methods for assessing the phenomena studied and

shown from the theoretical part of the thesis.


49

CURRICULUM VITAE

Nume: DRUGĂ ;

Prenume: Corneliu-Nicolae;

Data naşterii: 04.Decembrie.1974, Făgăraş, jud.Braşov, România;

Adresă: B-dul. Alexandru Vlahuţă, nr.32, RO-500387, Braşov, România;

Telefon: +40-723-272057;

E-mail: [email protected]

Naţionalitate: Română;

Stare civilă: Căsătorit;

Carnet de şofer: Categoriile B.

STUDII :

1998-1999 Studii aprofundate: “Structuri de Mecanică Fină pentru Managementul

Sistemelor Tehnice” Facultatea de Mecanică, Catedra de Mecanică Fină şi

Mecatronică

1993-1998 Studii universitare: Universitatea “Transilvania” din Braşov, Facultatea

de Mecanică, Secţia Mecanică Fină, Specializarea Periferice de

calculatoare şi aparatură medicală,

1989-1993 Liceu: Colegiul Naţional “Andrei Şaguna” din Braşov, Secţia

Matematică- Informatică.

ACTIVITATE PROFESIONALĂ :

2004-prezent Asistent universitar- Universitatea “Transilvania” din Braşov, Facultatea

de Inginerie Mecanică, Catedra de Mecanică Fină şi Mecatronică;

2001-2004 Preparator- Universitatea “Transilvania” din Braşov, Facultatea de

Inginerie Mecanică, Catedra de Mecanică Fină şi Mecatronică;

2001-prezent Doctorand fără frecvenţă - Universitatea “Transilvania” din Braşov,

Facultatea de Inginerie Mecanică, Catedra de Mecanică Fină şi

Mecatronică.

SPECIALIZĂRI:

2006 Curs de “Pedagogie şi Metodică”, Universitatea “Transilvania” din Braşov

Facultatea de Psihologie şi Ştiinţele Educaţiei.

ABILITĂŢI SOFTWARE :

- AutoCAD, MathCAD, Microsoft Office 2007, OrCAD, Matlab, Catia, Mimics.

LIMBI STRĂINE :

- Engleza

- Franceza.

ACTIVITATE ŞTIINŢIFICĂ:

- Articole publicate: 75 ;

- Cărţi publicate: 6;

- Contracte de cercetare CNCSIS: 5.


50

CURRICULUM VITAE

Name: DRUGĂ ;

First name: Corneliu-Nicolae;

Date of birth: 04.December.1974, Făgăraş, Braşov Country;

Address: Alexandru Vlahuta Street, No.32, RO-500387, Braşov, Romania;

Phone Number: +40-723-272057;

E-mail: [email protected]

Nationality: Romanian;

Social Status: Married;

Driver License: B Category.

STUDIES :

1998-1999 Master: “Precision Mechanics Structures for Technic System

Management” “Transylvania” University from Braşov, Mechanical

Engineering Faculty, Precision Mechanics Department,

1993-1998 Undergraduate: “Transylvania” University from Braşov, Mechanical

Engineering Faculty, Precision Mechanics Department, Specialization:

Computer Peripherals and Medical Equipment,

1989-1993 High School: “Andrei Şaguna” National College from Brasov,

Mathematics- Informatics Department.

PROFESIONAL ACTIVITY:

2004-prezent Assistant teacher of Transilvania University from Braşov, Faculty of

Mechanical Engineering, Department of Precision Mechanics and

Mechatronics,

2001-2004 Debutant teacher of Transilvania University from Braşov, Faculty of

Mechanical Engineering, Department of Precision Mechanics and

Mechatronics,

2001-present Non attendance PhD Student of Transilvania University from Braşov,

Faculty of Mechanical Engineering, Department of Precision Mechanics

and Mechatronics,

SPECIALIZATION COURSES:

2006 Course of “Pedagogy and Methodic”, Transilvania University from

Braşov, Faculty of Psychology and Education Sciences.

SOFTWARE SKILLS:

- AutoCAD, MathCAD, Microsoft Office 2007, OrCAD, Matlab, Catia, Mimics;

FOREIGN LANGUAGES :

- English

- French

SCIENTIFIC ACTIVITY:

- Conference papers: 75 ;

- Published books: 6;

- CNCSIS Research grants: 5.


Universitatea Transilvania din Braşov -...

Documents

Transcript of Universitatea Transilvania din Braşov -...