Componente si dispozitive protetice si implantologice metalice

Procesarea principalelor componente si dispozitive protetice si implantologice metalice

1 Proprietatile implantologice ale principalelor grupe de materiale metalice

Metalele si aliajele lor folosite in fabricarea implanturilor ca: Fe, Cr, Ni, Ti, Mo, Al, etc, pot fi tolerate de corpul uman si uneori sunt esentiale - in cantitati mici - in formarea globulelor rosii din celule (Fe) sau in sinteza vitaminei B₁₂ (Co), dar nu pot fi tolerate in cantitati mari. Biocompatibilitatea metalelor utilizate ca implanturi este o proprietate esentiala deoarece metalele pot fi corodate de mediul agresiv al corpului uman, si in consecinta implantul oboseste si- mai grav - produsele de coroziune sunt eliberate in tesuturile vii - ceea ce afecteaza negativ functiile vitale ale organismului.

Otelurile inoxidabile 316 si 316 L (conform ASTM), utilizate ca implante chirurgicale, au proprietati mecanice corespunzatoare dar rezistenta la coroziune in corpul uman - in timp - este relativa. Utilizarea acestor materiale este acceptabila in confectionarea dispozitivelor chirurgicale temporare si a instrumentarului chirurgical. Coroziunea otelurilor inoxidabile se poate produce din urmatoarele cauze:

Compozitia chimica este necorespunzatoare sau prelucrarea acestora s-a facut in conditii metalurgice inadecvate ca: tratamente termice efectuate necorespunzator, starea de tensiune a structurii este mare, etc. Desi adaosul de molibden creste rezistenta la coroziune in solutii saline, in multe cazuri se poate forma faza σ care conduce la faramitarea aliajului. Faza σ este dura, formand un compus intermetalic fragil, la aproximativ 480˚C care este solubila pana la 820˚C (diagrama Fe-Cr). Formarea carburii de crom intergranulare poate cauza o deficienta a cromului la limita grauntilor, proces cunoscut sub numele de sensibilizare structurala, care poate conduce la aparitia coroziunii la limita grauntilor cristalini.

Solutia tehnica pentru diminuarea acestui fenomen consta in utilizarea otelului inoxidabil marca 316 L cu carbon foarte jos (0,03%) cu realizarea tratamentului termic de dizolvare a carburilor formate, prin incalzirea otelului peste domeniul temperaturii de stabilizare a carburilor (600-950˚C) la peste 900˚C, cand are loc difuzia carbonului in solutia solida γ. Acest procedeu poate constitui un tratament final pentru orice component de implant din otel inoxidabil.

Selectia improprie a implantului metalic, aspect ce se poate produce datorita multitudinii de componente disponibile pentru realizarea implantului. De exemplu, un catalog al unei companii producatoare contine 11 tipuri de placi de fixare a fracturilor din otel inoxidabil, 6 tipuri de suruburi intramedulare si 25 de tipuri pentru componentele articulatiei de sold. Procesarea implantelor se poate realiza dintr-un mare numar de produse si posibilitati de combinare a componentelor metalice, aspect ce poate avea consecinte negative, ca de exemplu: componentele sa nu fie compatibile impreuna si procesul de fabricatie sa nu fie cel mai indicat, rezultand o structura necorespunzatoare scopului propus.

Asamblarea neadecvata a componentelor implantului (protezei), lucru ce se intalneste frecvent in practica protetica multicomponenta. In asemenea cazuri, la asamblarea necorespunzatoare a placilor cu suruburi se poate produce uzura, fisura sau coroziunea galvanica; ultima poate apare datorita diferentei de compozitie chimica a doua componente ale protezei, desi se gasesc in categoria metalelor biocompatibile, dar difera procesele de fabricatie.

Prelucrarea la rece si tratamentele termice la cald ale otelurilor inoxidabile, pot schimba sensibil proprietatile mecanice.

In scopul prevenirii coroziunii galvanice si a celei fisurante in functionarea implantului multicomponent, s-a constatat din practica protetica faptul ca este indicat ca intre doua componente metalice in miscare, sa se interpuna un material polimeric; de exemplu in cazul protezei de sold, intre capul tijei femurale si cupa acetabulara se interpune un strat de uzura confectionat din polietilena de mare densitate.

In procesarea implantelor din oteluri inoxidabile, trebuie sa se tina seama de proprietatile specifice ale acestor materiale si de influenta diferitelor tratamente efectuate la rece si la cald, aspecte care se sintetizeaza in urmatoarele:

otelurile inoxidabile austenitice, desi nu se durifica prin tratamente termice, ele se durifica foarte bine prin deformare plastica la rece, operatie ce se realizeaza numai cu tratamente intermediare la cald care trebuie sa evite formarea carburilor de crom la limita grauntilor, fenomen ce ar putea cauza coroziunea in timpul exploatarii implantului.

tratamentele termice de incalzire pot cauza distorsionarea componentilor structurali ai otelului daca incalzirea nu este uniforma pe sectiunea piesei metalice. De asemenea, la incalzire se pot forma oxizi superficiali ai elementelor metalice componente care pot patrunde pe o anumita adancime in metal, cu afectarea proprietatilor de rezistenta la uzare.

Se impune in consecinta incalzirea in medii protectoare si eventual indepartarea oxizilor care s-au format prin procedee de lustruire (slefuire).

Otelurile inoxidabile sunt recomandate a fi utilizate in implantologie numai ca semifabricate deformate plastica la cald ca: laminare, forjare, ambutisare. Obtinerea diverselor elemente de protezare se face plecand de la semifabricate laminate (table sau bare) care pot fi prelucrate prin matritare, ambutisare, stantare etc..

Aliaje pe baza de cobalt, sunt materiale frecvent utilizate in tehnica protetica. Standardele internationale recomanda patru tipuri de aliaje pe baza de cobalt, din care doua sunt curent folosite in fabricatia de implanturi: aliajul turnat CoCrMo si aliajul deformat plastic CoNiCrMo. Cele doua elemente de baza ale acestor aliaje, cobaltul si cromul, formeaza solutii solide pana la limita de 35%Cr. Molibdenul se adauga pentru finisarea structurii in scopul cresterii rezistentei mecanice dupa turnare sau forjare.

Una dintre cele mai mari promisiuni pentru tehnica protetica, o reprezinta aliajul deformat plastic la cald CoNiCrMo, simbolizat MP 35N, care contine 35%Cr si 35%Ni. Aliajul a fost dezvoltat de Smith, avand un grad ridicat de rezistenta la coroziune in medii umede saline, sub sarcina.

Proprietatile de uzura abraziva ale aliajelor turnate si forjate sunt similare (0,14 mm/an); totusi, aliajul turnat CoCrMo nu este recomandat pentru suprafete articulate din cauza proprietatilor de frictiune slabe cu el insusi sau cu alte materiale. Valorile ridicate la oboseala si tensiunea de rupere ale aliajului CoNiCrMo deformat plastic la cald il face apt pentru aplicatii protetice, conferindu-i durata lunga in exploatare, fara uzura avansata sau rupere.

Un aspect interesant al proprietatilor mecanice al acestor aliaje il constituie faptul ca modulul de elasticitate nu se schimba la variatia tensiunii de rupere; seria de valori cuprinse intre 220-234 GPa sunt mai mari decat la alte materiale metalice, cum ar fi otelurile inoxidabile (200 GPa).

Procesarea aliajelor CoCrMo se face prin turnarea componentelor, prin procedee speciale de precizie, in modele fuzibile sau in amestecuri termoreactive. Aliajele turnate pot fi utilizate fara prelucrari mecanice importante, tratamentul termic de omogenizare structurala fiind obligatoriu dupa turnare.

Aliajele pe baza de titan se utilizeaza inca din 1930 in implantologie deoarece sunt bine tolerate de organismul uman. Densitatea lor redusa, combinata cu proprietatile mecanice si de rezistenta la coroziune ridicate, le recomanda ca excelente materiale pentru tehnica protetica.

Adaosul selectiv de elemente de aliere in titan, are influenta puternica asupra proprietatilor mecanice ale acestuia, astfel:

aluminiul ca principal element de aliere stabilizeaza faza α prin cresterea temperaturii de transformare α→β;

vanadiul, cromul, cuprul, molibdenul, stabilizeaza faza β, coborand temperatura de transformare α→β.

Aliajele cu structura α, au o singura faza metalografica in microstructura, cu bune proprietati de rezistenta mecanica si mai ales de plasticitate. Aceste aliaje nu pot fi durificate prin tratamente termice deoarece sunt monofazice si nu sufera modificari structurale.

Adaosul controlat de elemente β stabilizatoare (in special adaosul de vanadiu si molibden), determina cresterea proprietatilor de rezistenta si coboara temperatura de transformare α→β, in sistem existand doua faze α+β, care pot fi stabilizate prin tratamente termice de calire si revenire joasa. Ciclul tratamentului de calire-imbatranire determina precipitarea particulelor fine de faza α din faza β metastabila, durificand aliajul bifazic (α+β).

Prin rezistenta lor specifica (rezistenta raportata la densitate), aliajele pe baza de titan depasesc toate celelalte materiale metalice, motiv pentru care sunt utilizate in domenii de varf a tehnicii. Totusi, aliajele pe baza de titan au slaba rezistenta la forfecare si nu sunt, in consecinta, utilizate in confectionarea suruburilor si in alte aplicatii similare. De asemenea aceste aliaje au comportare modesta la frecare prin contact direct sau cu alte metale, aspect care le limiteaza utilizarile.

Aliajele pe baza de titan au in schimb excelente calitati anticorosive, prin proprietatea de a forma pelicule aderente de oxid protector. In conditii de utilizare in "vivo" oxidul de titan Ti O₂, pe langa faptul ca este foarte stabil la agentii chimici, este aderent si pasiveaza aliajul.

Procesarea aliajelor de titan se face prin operatii de prelucrari plastice la cald si rece, urmate de tratamente de recristalizare, calire si imbunatatire. In ultimul timp au fost studiate aliajele din sistemele Ti-Mo, Ti-Mo-Zr, caracterizate prin valori reduse ale modulului de elasticitate (50-70 GPa), care au structura β sau α' de tip martensitic si excelente proprietati de rezistenta in mediu biocorosiv si cu rezistenta imbunatatita la uzare; aceste aliaje sunt numite "aliaje de generatia a doua", caracterizate prin:

biocompatibilitate sporita si module de elasticitate reduse, avand structura formata din solutii de faza β metastabila sau α'+β martensitica.

rezistenta la uzare a aliajelor de titan β, este imbunatatita in comparatie cu aliajele cu structura α+β.

1.4 Aliajele dentare sunt utilizate pentru lucrari stomatologice de restaurare dentara si pot fi clasificate dupa utilizare astfel:

coroane si legaturi din aliaje turnate;

aliaje metaloceramice, aliaje pe care se depune portelan;

sarme metalice;

danturi partiale din aliaje metalice;

aliaje pentru implante;

aliaje pentru sudura.

Dupa compozitia chimica exista peste 1000 de aliaje cu aplicatii dentare, care pot fi clasificate in cinci clase:

aliaje pretioase care contin: aur, platina, argint si metale platinice;

aliaje semipretioase cu continut redus de aur si paladiu care contin: paladiu, argint, aur, platina si cupru;

aliaje nepretioase ca oteluri inoxidabile, aliaje CoCr si NiCr;

aliaje pe baza de titan;

amalgame dentare.

In tabelul 6.18 sunt prezentate unele caracteristici ale materialelor metalice utilizate ca implante ortopedice.

Tabelul 6.18 Caracteristici ortopedice ale unor materiale metalice

2 Dispozitive metalice de fixare interna

Tehnicile chirurgicale folosesc diverse dispozitive de fixare a fracturilor sub forma de sarma, ace, tije, suruburi, etc. care au constituit primele implante metalice, de la cele mai simple forme (ace) pana la cele mai complexe (suruburi, tije). Aproape toate aceste dispozitive sunt confectionate din materiale metalice biocompatibile.

Sarmele sunt folosite pentru fixarea si refacerea fragmentelor de oase. Sunt de asemenea utilizate pentru reatasarea marelui trohanter in protezele de sold sau in fixarea fracturilor de oase lungi aparute la nivel diafazar. Actiunea comuna legata de rezistenta la oboseala, coroborata cu coroziunea metalelor pot slabi durata de serviciu a sarmelor in corpul uman.

Clasificarea sarmelor din otel inoxidabil, utilizate in chirurgie, este prezentata in tabelul 6.19; acestea sunt executate prin operatii de trefilare (tragere) metalurgica.

Tabelul 6.19 Nomenclatura sarmelor chirurgicale

2.2 Tijele sunt de asemenea implanturi adesea folosite in fixari interne, mai ales in cazurile in care placile sunt dificil de aplicat sau cand stabilitatea osului nu se poate realiza prin alte solutii. Varful tijei este destinat sa penetreze usor osul, avand forma si unghiurile realizate dupa un design corespunzator. Cele mai utilizate tije sunt de tip Steinman, ale caror configuratie se prezinta in figura 6.54.

La capatul opus varfului, tijele pot avea portiuni filetate, pentru fixarea mai stabila a bucatilor de oase fracturate in pozitia lor naturala, prin strangere cu ajutorul unor piulite.

Suruburile sunt dispozitivele cele mai utilizate pentru fixarea oaselor in mod individual sau cu ajutorul placilor metalice. Se utilizeaza doua tipuri de suruburi si anume: cu autofiletare si normale. Elementele componente ale unui surub cu autofiletare sunt prezentate in fig. 6.55, iar filetul poate fi in forma de V sau cu umar.

Unghiul de strangere (de atac) al muchiei taietoare este un factor important in designul surubului. Unghiul de strangere poate fi negativ, neutru sau pozitiv (fig. 6.56).

Unghiul de strangere pozitiv necesita o forta de strangere mai mare, dar asigura o strangere mai stabila in comparatie cu strangerea negativa.

Efectul de strangere si desurubare este un factor important in selectia designului surubului. Tesuturile adiacente surubului, adesea necrozeaza initial, dar daca acestea sunt fixate corect, tesutul se reface in scurt timp.

Placile de fixare a fracturilor sunt dispozitive utilizate uzual in vindecarea oaselor fracturate. Exista mai multe tipuri si dimensiuni de placi, asa cum se constata din fig. 6.57.

Deoarece fortele generate de muschi in membre sunt mari, distribuite intr-o gama larga de valori, placile trebuie sa fie foarte puternice si flexibile, asa cum este cazul placilor pentru fixarea femurului si a tibiei. In fig. 6.58 sunt prezentate corelatiile dintre momentul de incovoiere, unghiul de rotatie si lungimea indicata a placilor de fixare.

In operatia de fixare a placilor cu suruburi este foarte importanta valoarea fortei de strangere: o strangere prea tensionata poate provoca necrozarea osului si deformarea suruburilor de strangere, care pot slabi apoi fixarea fracturii.

Majoritatea placilor metalice se executa din otel inoxidabil si aliaje Co-Cr prin operatii tehnologice de matritare la cald, sau stantare urmate de tratamente termice de recoacere si in final prelucrari mecanice ca slefuire (lustruire).

In procesarea placilor, se pleaca de la semifabricate laminat sub forma de tabla care se debiteaza la dimensiunile impuse de gabaritul matritei prin operatii de stantare. Odata cu operatia de matritare se executa si stantarea golurilor circulare sau ovale din placa.

2.5 Dispozitive intramedulare sunt utilizate pentru fixarea fracturilor de-a lungul osului, prin insertia acestora in cavitatea intramedulara, asa cum se prezinta in fig. 6.59.

Aceste tipuri de implanturi trebuie sa posede o anumita elasticitate in cavitatea osului, care sa previna rotirea si sa asigure fixarea rigida a fracturii. In comparatie cu fixarea prin placi, dispozitivele intramedulare pot pozitiona mai bine osul fata de solicitarea de incovoiere si mai ales in fixarea central-axiala a osului. Totusi, rezistenta la torsiune este mai slaba decat in cazul fixarii prin placi, motiv pentru care utilizarea acestor dispozitive este limitata.

Un alt avantaj major al dispozitivelor de fixare intermedulara consta in aceea ca rana nu necesita a fi inchisa, adica un capat al dispozitivului ramane in exterior, ceea ce faciliteaza extractia dupa vindecarea fracturii.

Sunt mai multe tipuri de dispozitive de fixare intramedulara, deosebirea intre ele constand in forma geometrica a sectiunii lor, iar in alegerea sectiunii adecvate a dispozitivului, se poate utiliza diagrama moment de incovoiere-deformatie, prezentata in fig. 6.60 specifica pentru fixarea fracturii capului femural.    

Dispozitivele de fixarea intramedulara se executa prin extruziune la cald, din otel inoxidabil sau aliaje Co-Cr, plecand de la semifabricate tubulare (teava), care asigura prin prelucrari metalurgice un canal axial ce permite ghidarea dispozitivului in timpul introducerii in cavitatea medulara. Pentru eforturi mai mici, pot fi utilizate dispozitive intramedulare mai simple, ca tije si suruburi; de exemplu in cazul fixarii fracturilor de falanga.

Dispozitive de fixarea spinala se utilizeaza pentru corectarea curburii spinarii; unul dintre cele mai reprezentative este tija Harrington prezentata in fig. 6.61. Problema principala pentru aceste dispozitive consta in posibilitatea de ajustare (extensie) astfel incat coloana vertebrala sa fie ferita de tensiuni care pot provoca necroze in zona de fixare. Tijele sunt prevazute la capete cu placi de fixare intre vertebrele sirei spinarii si cu posibilitate de reglare a lungimii sale.

Tijele spinale sunt confectionate din otel inoxidabil, prin operatii de aschiere mecanica, urmate de slefuire si finisare. In cazul tijei Harrington, numai suruburile de fixare a capetelor sunt introduse intravertebral in corpul uman si in consecinta aceste suruburi vor fi corespunzator dimensionate si pasivate pentru a se preveni coroziunea in timpul utilizarii.

3 Clipuri anevrismale

3.1 Utilizarea medicala, principiul constructiv si clasificarea

Clipurile sunt dispozitive medicale metalice, utilizate in neurochirurgie, cu scopul de a scoate din circulatia sanguina anevrismele (malformatii vasculare) cerebrale.

O prima clasificare a clipurilor se poate face dupa forma constructiva in:

clipuri fixe, nearticulate, alcatuite dintr-un singur element metalic (fig 6.62a);

clipuri autostatice articulate, prevazute cu un mecanism cu resort care permite redeschiderea, pozitionarea si strangerea (fixarea) lor pe anevrism (fig 6.62b).

Clipurile autostatice se fixeaza pe anevrism (in timpul interventiei chirurgicale) cu ajutorul unor aplicatoare, fiind realizat din materiale metalice. Fiecare tip de clip are aplicatorul sau specific.

a) b)

Fig. 6.62 Exemple de clipuri fixe (a) si clipuri articulate (b)

Astazi sunt rar utilizate clipurile fixe, in schimb cele articulate au cunoscut o evolutie rapida, determinata de progresul cliparii microchirurgicale.

Din punct de vedere constructiv, clipurile articulate se compun din urmatoarele parti (fig. 6.63)

bratele clipului, cu fetele interioare active si varful neted;

articulatia clipului la capatul bratelor;

coada clipului.

Fig. 6.63 Partile constructive ale clipului articulat

Fiecare din elementele constructive mentionate se poate realiza in mai multe variante printre care se mentioneaza:

Dupa tipul mecanismului resort:

resort multispiralat la nivelul cozii, bratele fiind perpendiculare pe axa spiralei - clipul Scoville ;

arc atasat in jurul axului de pivotare al bratelor, perpendicular pe lungimea bratelor - clipul Heiftz-Weck;

arc atasat intre bratele cozii, sprijinit pe acestea - clipul Sundt.

Clipurile moderne sunt concepute in doua variante ale mecanismului resort (fig. 6.64):

cu resortul amplasat la nivelul cozii, acolo unde bratele se curbeaza si se unesc unul cu celalalt, realizate in curbura simpla, (fig. 6.64.a ) tip Mayfield Yasargil, sau in curbura dubla (fig. 6.64.b);

cu resortul dublu spiralat inversat, plasat intre cele doua brate ale cozii, in apropierea punctului de incrucisare al acestora (articulatia bratelor), (fig. 6.64.c). Manevra de deschidere a bratelor nu se face prin comprimare ci prin distensia bratelor cozii (clipul Perneczky).

a) b) c)

Fig. 6.64 Tipuri moderne de mecanism resort pentru realizarea clipurilor

Dupa geometria bratelor active, clipurile pot fi: drepte, curbe, angulare, tip baioneta si fenestrate. De asemenea forma geometrica a bratelor poate fi lamelara, triunghiulara, romboidala si trapezoidala, in functie de geometria sacului anevrismal (fig. 6.65)

Fig. 6.65 Tipuri de clipuri functie de geometria bratelor active

Lungimea bratelor active ale clipurilor, masurata intre punctul de incrucisare si varf, variaza intre 7 si 11 mm. Deschiderea bratelor clipurilor poate fi angulara sau paralela, aceasta din urma este preferabila (fig. 6.66.)

Fig. 6.66 Modul de deschidere ale bratelor active a clipului

Suprafata interioara a bratelor clipurilor poate fi prevazuta cu striatii fixe sau ondulatii, in scopul prevenirii alunecarii clipului pe suprafata anevrismului.

Dupa articulatia clipurilor, acestea se clasifica in:

articulatie fara incrucisare la care bratele sunt paralele intre ele pana la nivelul cozii, unde se rasucesc cu 360^o, odata sau de mai multe ori (fig. 6.67a);

articulatie tip pivot la care bratele separate se articuleaza prin intermediul unui ax pivot (fig. 6.67b);

articulatie incrucisata localizata intre coada si partea activa a bratelor (fig. 6.67c.).

a) b) c)

Fig. 6.67 Tipuri constructive de articulatii ale clipurilor

Printre imbunatatirile aduse clipurilor moderne se mentioneaza:

clipuri cu fenetratie realizata intre bratele active, in apropierea articulatiei ;

clipuri prevazute cu posibilitate de securizare a articulatiei, care previne alunecarea laterala a bratelor pe suprafata vasculara.

Caracteristici tehnice ale clipurilor anevrismale

In scopul alegerii corecte de catre medicii neurochirurgi a clipurilor corespunzatoare pentru un anevrism dat, au fost standardizate si clasificate principalele tipuri de clipuri articulate, pe baza caracteristicilor constructive si functionale.

Principalele caracteristici ale clipurilor anevrismale se refera la:

momentul de strangere mediu intre bratele clipului, exprimat in gram-metru;

deschiderea maxima a bratelor in mm;

latimea si grosimea lamelor bratului in mm;

Momentul de strangere pentru clipurile standard (tip Yasargil) se masoara la 1/3 din lungimea bratului (de la varf) si are valori cuprinse intre 150-200gm. Pentru clipurile temporare acest parametru are valoarea de 90-130 gm.

Momentul de strangere trebuie sa asigure atat obturarea circulatiei sanguine in zona clipata cat si prevenirea alunecarii clipului.

Deschiderea bratelor clipului este functie de tipul constructiv, de lungimea bratelor si de distanta de la punctul de articulatie; aceasta caracteristica variaza intre 3-20 mm.

In tabelul nr. 6.20. sunt prezentate caracteristicile functionale pentru trei tipuri de clipuri moderne.

Tabelul 6.20 Caracteristici constructiv - functionale ale unor clipuri anevrismale

3.3 Tehnologia de procesare a clipurilor anevrismale

Procesarea clipurilor cuprinde o serie de operatii de prelucrari mecanice si metalurgice, specifice pentru producerea de dispozitive medicale din materiale metalice. Deoarece in acest caz dispozitivele sunt utilizate in domeniul neurologic, se impune ca metalele utilizate sa indeplineasca toate conditiile de biocompatibilitate si de proprietati fizico-mecanice, astfel incat sa fie evitate reactiile si fenomenele secundare negative.

Materialele metalice utilizate in procesarea clipurilor anevrismale

Metalele utilizate sunt cele impuse de standardele de specialitate pentru domeniul medical si anume: otel inoxidabil austenitic, aliaje pe baza sistemului Co-Cr si aliaje de titan. Pe langa conditia de perfecta biocompatibilitate cu tesuturile neurologice, aceste aliaje trebuie sa posede o elasticitate controlata, pentru a asigura forta de strangere ceruta in tehnica de clipare, fara a distruge celulele si tesuturile din zona in care a fost aplicat clipul.

Otelul inoxidabil austenitic este utilizat sub forma laminata, in banda lata sau sarme de diverse diametre. Clasele de calitate de otel inoxidabil care pot fi utilizate sunt 316, 316L si 317 (conform ASTM) caracterizate prin continut foarte scazut de carbon (max 0,1%) si total nemagnetice, aspect asigurat prin prezenta structurii austenitice.

Aliaje laminate CoNiCrMo (F562 - conform ASTM) de puritate ridicata, care au avantajul ca sunt mai stabile chimic decat otelul inoxidabil si pot fi calite, pentru a li se asigura elasticitatea ceruta. Compozitia chimica si proprietatile acestor aliaje sunt prezentate la cap. 5 si anexa 7.2. Dintre aliajele pe baza de cobalt, cel mai indicat este aliajul numit Vitallium, utilizat pe scara larga si in protezele ortopedice.

Aliaje de titan sunt materiale metalice din ce in ce mai mult utilizate in procesarea componentelor protetice, inclusiv in realizarea clipurilor moderne. Cel mai reprezentativ aliaj al acestei grupe este marca Ti6Al4V caracterizat prin excelente proprietati de autopasivare si de posibilitatea de a fi tratat termic. Acest aliaj are un modul de elasticitate relativ redus, ceea ce ii permite sa se acomodeze usor cu tesutul viu.

Si aceste aliaje se gasesc in comert, in stare laminata, sub forma de table si bare, care prin prelucrari mecanice si metalurgice pot fi procesate in vederea producerii de clipuri anevrismale. Caracteristicile chimice mecanice si metalografice ale aliajelor cu titan sunt prezentate la cap. 5 si anexa 7.3.

Tehnologiile de procesare a clipurilor anevrismale constau dintr-o succesiune de operatii de prelucrari mecanice si metalurgice, plecand de la semifabricate comerciale laminate sub forma de table, bare si sarme. Operatiile tehnologice principale care se executa in procesarea unui clip sunt prezentate in continuare in succesiunea lor.

Proiectarea tehnologiei de procesare a clipului, care cuprinde toate operatiile tehnologice, precum si sculele si dispozitivele necesare pentru realizarea operatiilor prevazute a fi executate. Tehnologia trebuie sa contina documentatia scrisa si desenata, pe fiecare faza de fabricatie, plecand de la semifabricat pana la produsul finit.

Debitarea materialului metalic laminat cu obtinerea unui semifabricat brut, la dimensiuni tehnologice care cuprind adaosurile de prelucrare ulterioara;

Prelucrarea la cald prin matritare pentru unele tipuri de clipuri cu geometrie mai complexa. In cadrul acestei operatii se realizeaza forma si dimensiunile bratelor, a cozilor si a sistemului de arcuire;

Prelucrari mecanice prin aschiere ale unor parti metalice ca suprafata interioara a bratelor, zona de articulare, realizarea straturilor pe suprafata bratelor si in final, realizarea dimensiunilor finale ale partilor componente (brate, articulatii, coada);

Indoirea bratelor clipului si a partii articulate sub forma de arc simplu sau dublu. Indoirea se face prin presare la rece (pentru brate) sau cu ajutorul unor dispozitive speciale pentru realizarea arcului;

Tratamente termice de calire si revenire pentru asigurarea tensiunii de strangere si a caracteristicilor de rezistenta mecanica;

Finisarea, slefuirea, sterilizarea si ambalarea produsului final obtinut, precum si intocmirea fisei tehnice a produsului, care cuprinde toate caracteristicile fizico-mecanice specifice clipului realizat.

Realizarea productiei de clipuri anevrismale necesita dotari si experienta de specialitate in domenii de prelucrari mecanice si metalurgice precum si in domeniul determinarii si verificarii caracteristicilor specifice in laboratoare de specialitate. Deci procesarea clipurilor reclama personal de specialitate, in domeniul mecanic, metalurgic si medical, precum si dotari tehnice si experienta necesare.

4 Proteza de disc intervertebral

4.1 Consideratii anatomo-functionale

Coloana vertebrala este constituita din 24 vertebre mobile (5 lombare, 12 toracale si 7 cervicale) legate intre ele prin articulatii care ii asigura mobilitatea, sustinerea corpului si protectia maduvei spinarii. Elementul principal care asigura articularea corpilor vertebrali intre ei este discul intervertebral, acesta are o structura compozita, alcatuit dintr-o parte centrala cartilaginoasa numita nucleu pulpos si o parte periferica, formata din fibre cartilaginoase, concentrice care constituie nucleu fibros (fig. 6.68).

Fig. 6.68 Schema anatomica a articulatiei coloanei spinarii

Datorita solicitarii fiziologice la care este supusa coloana spinala si respectiv discurile intervertebrale, continutul de nucleu pulpos poate sa scada, eforturile suplimentare in acest caz vor fi preluate de catre inelul fibros. Suprasolicitarea acestuia in asemenea situatii, poate genera fisuri in peretele inelului, care poate conduce la pierderea in exterior a nucleului pulpos (proces numit hernierea discului), cu efecte care determina aparitia durerii si formarea unor afectiuni neurologice ca pareza, plegia, etc.

4.2 Proteza de disc intervertebral

Tehnica protezarii discului intervertebral urmareste refacerea structurii naturale a discului si asigurarea unei durate de utilizare a implantului de cel putin 40 ani, si se poate realiza in doua variante prin:

inlocuirea totala a discului degenerat;

inlocuirea numai a nucleului pulpos.

Cerintele principale impuse protezei de disc intervertebral se refera la urmatoarele aspecte esentiale:

materialele utilizate sa aiba proprietati de biocompatibilitate, durabilitate si caracteristici mecanice corespunzatoare;

designul protezei sa asigure dinamica naturala a discului;

biocompatibilitatea intre diversele materiale utilizate;

fixarea cat mai buna a implantului cu vertebrele invecinate sanatoase.

In evolutia conceptului si designului protezei de disc intervertebral a fost utilizata o larga varietate de solutii bazate pe concepte fiziologice si mecanice; unele din aceste solutii sunt prezentate in fig. 6.69 si constau in principiu din:

sisteme articulate tip balama (fig.6.69 a);

suprafete de alunecare cu frictiune redusa (fig.6.69 b);

sisteme tip camera cu lichid (fig.6.69 c);

discuri din cauciuc sau polimeri (fig.6.69 d), etc.

a) b) c) d)

Fig. 6.69 Variante constructive ale protezei de disc intervertebral

4.3 Proteze de disc din materiale metalice

Studiile facute in domeniul protezei de disc intervertebral (Hellier si Hedman) au scos in evidenta faptul ca materialele utilizate in producerea protezei de disc trebuie sa se caracterizeze printr-o inalta rezistenta la oboseala dinamica, echivalenta cu o durata de utilizare de 40 ani, ceea ce ar corespunde la 10⁷ cicluri de extensie-flexie.

Metalele si mai ales materialele compozite cu matrice metalica, care satisfac si restul de conditii pentru a fi utilizate in protezare, corespund unor asemenea solicitari. Materialele metalice utilizate in proteza de disc sunt cele cunoscute in general ca biocompatibile si anume aliajele Co-Cr, titanul si aliajele de titan.

Astfel, proteza tip Hedman (fig. 6.70) consta din doua placi metalice unite printr-o balama. Intre placi se gasesc dispuse doua arcuri din aliaje de titan, care furnizeaza o elasticitate corespunzatoare asigurarii mobilitatii anatomice a coloanei.

Fig. 6.70 Vedere asupra protezei de disc tip Hedman

Placile metalice se fixeaza de tesutul vertebrelor invecinate prin patru perechi de pinteni si doua urechi tip placa, fixate prin suruburi. Dezavantajul principal al protezei Hedman consta in distrugerea tesutului fibros in zona arcurilor.

Placile metalice se proceseaza prin operatii de matritare la cald, din table laminate din aliaje de titan (Ti6Al4V), in cadrul matritarii se realizeaza si pintenii de fixare.

Urechile si balamaua sunt aplicate prin sudura, in atmosfera de argon, care la randul lor sunt realizate prin ambutisare la rece din acelasi aliaj.

Arcurile sunt executate din sarma de aliaj de titan cu structura b, fiind supuse tratamentului de calire pentru a le asigura elasticitatea necesara.

4.4 Proteze de disc realizate din combinatii de materiale metalice si nemetalice

O astfel de proteza perfectionata tip CHARITE III este produsa de compania Waldemar Link - lider european in proteze articulare. Proteza este constituita din doua placi concave din aliaj Co-Cr-Mo, matritate la cald din tabla laminata, placile au pe suprafata exterioara pinteni de fixare in tesutul osos adiacent. Intre placile metalice se afla un disc din polietilena de mare densitate, care este ajustat perfect cu spatiul concav interior al placilor metalice (fig. 6.71).

Fig. 6.71 Vedere de ansamblu a protezei Charite III

O varianta de ultima generatie a acestei proteze de disc consta in acoperirea suprafetelor metalice exterioare cu un strat submilimetric de hidroxiapatita care imbunatateste fixarea si dezvoltarea celulelor osoase pe suprafata implantului. Depunerea stratului de HA se poate face prin sinterizare sau prin procedeul sol-gel.

O asemenea proteza de disc (fig. 6.72.) la care placile metalice sunt confectionate din aliaj Co-Cr-Mo prin matritare la cald, cu suprafata interioara concava, iar cea exterioara usor convexa, asigura fixarea mai buna de vertebrele adiacente. Pe suprafata exterioara se afla dispusi 6 pinteni precum si acoperirea cu un strat de HA, elemente care permit o ancorare puternica la tesutul osos vecin.

Discul central polimeric are forma biconvexa si margini plane cu guler, asigura o fixare buna intre suprafetele interne, concave ale placilor metalice .

Proteza Charite III perfectionata asigura executarea de miscari articulare fara restrictii, prevenind ejectia printre placutele metalice. Prin studii si experimentari biomecanice au fost testate caracteristicile de rezistenta la solicitari dinamice ale protezei, confirmandu-se caracteristici superioare de comportare.

Fig. 6.72 Vedere de ansamblu si elementele componente ale protezei de disc tip Charite III, perfectionata

Ca si in cazul altor tipuri de proteze, si proteza de disc intervertebral este susceptibila la imbunatatiri functionale, mai ales prin prisma utilizarii de materiale mai performante (compozite) si un design mai adecvat.

5 Proteze articulare ortopedice

Articulatiile anatomice sunt zone de contact intre doua sau mai multe oase, numite si incheietura. Articulatiile sunt de mai multe tipuri, functie de gradele de libertate ale miscarilor si de modul de imbinare a oaselor componente, ca de exemplu:

articulatie de alunecare la care participa suprafete osoase juxtapuse, mai mult sau mai putin plane, ca aceea dintre suprafetele vertebrelor;

articulatie tip balama care permite o miscare redusa (dus - intors) ca de exemplu articulatia falangiana;

articulatie cotilica in care capatul sferic al unui os patrunde in cavitatea cervicala a altui os, aspect ce permite efectuarea de miscari de extensie in toate directiile; ca de exemplu miscarea soldului si umarului;

articulatie rotativa in care un os cilindric pivot se roteste intr-un inel osteofibros, de exemplu articulatia radioulnara proximala, denumita si articulatie pivot;

articulatie sferica - este identica cu cea cotilica;

articulatie diatrodiala - permite o miscare relativ libera, caracteri-zata de prezenta unui strat cartilaginos, care acopera suprafata articulara a oaselor si existenta unei cavitati intre oase, este denumita si articulatie sinoxiala sau mobila.

Incheieturile articulare ridica probleme suplimentare in comparatie cu fracturile de oase ca uzura si coroziunea, precum si produsele lor, aspecte ce complica preluarea si transferul dinamic de sarcina, mai ales prin posibilitatile de aparitie a infectiilor in zona protezelor articulate.

Soldul si umarul au articulatii sferice, in timp ce genunchiul si cotul au articulatii tip balama. Toate articulatiile poseda suprafete cartilaginoase, care sunt lubrifiate de fluidul tisular ce reduce frecarea dintre elementele articulatiei.

Fortele din articulatii sunt variate in functie de domeniul de activitate fizica. De exemplu, in timpul mersului, pentru om, fortele de incarcare se pot amplifica pana la valoarea de 8 ori din greutatea corpului, miscari care necesita eforturi diferite in articulatii, asa cum se prezinta tabelul 6.21.

Tabelul 6.21 Valorile maxime de eforturi in articulatiile de sold si genunchi, pe domenii de activitate

Materialele utilizate pentru realizarea protezelor articulare sunt clasificate in patru mari grupe:

metalice;

ceramice;

polimerice;

compozite.

Materialele metalice folosite in procesarea componentelor articulate sunt prezentate in tabelul 6.22

Tabelul 6.22 Metale utilizate frecvent in articulatii protetice

5.1 Proteza articulara de sold

Articulatia de sold, din punct de vedere anatomic, face legatura dintre femur (partea superioara a piciorului) si osul coxal, asa cum se constata in fig. 6.73 . Aceasta este o articulatie sferica, care se mai numeste si coxo-femurala, avand functia sustinerii corpului si executarea miscarilor de mers.

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

Fig. 6.73 Sectiune si vedere a articulatiei coxo-femurala anatomica

Proteza totala de sold constituie solutia chirurgicala de inlocuire a articulatiei coxo-femurale care asigura pacientului grade de miscare apropiate de cea anatomica, cu o durata de utilizare de 20-30 de ani. O vedere de ansamblu a modului de fixare, prin chirurgia ortopedica a protezei de sold este prezentata in fig. 6.74.

Fig. 6.74 Vedere de ansamblu a tehnicii chirurgicale 1) cap sferic; 2) tija femurala; 3) cupa acetabulara; 4) os femural; 5) os coxal

Componentele metalice ale protezei totale de sold sunt tija femurala, capul femural sferic, cupa acetabulara si suportul cupei acetabulare. Elementele constitutive ale protezei totale de sold sunt prezentate in fig. 6.75.

Fig. 6.75 Elementele componente ale protezei totale de sold 1- os cortical; 2 si 2a - osul trabecular; 3 si 3a - ciment acrilic; 4 - componenta metalica a protezei (tija si capul femural); 4a - susti-nerea metalica a cupei acetabulare; 5 - cupa ace-tabulara din polietilena de mare densitate

Asa cum se constata din figurile de mai sus exista mai multe variante tehnice de realizare a protezei de sold, acestea au evoluat in timp odata cu cresterea performantei materialelor si a solutiilor oferite de biomecanica miscarilor in articulatia sferica.

Cea mai importanta clasificare din punct de vedere constructiv a protezei de sold consta in modul de asamblare a capului sferic cu tija, astfel pot exista:

proteze monobloc (fig. 6.76 a) la care tija face corp comun cu capul sferic;

proteze modulare (fig. 6.76 b) la care capul sferic este realizat separat de tija si se asambleaza fie prin filetare fie prin presare intre suprafete tronconice.

Figure 1

a) b)

Fig. 6.76 Tipuri de proteze monobloc si modulare

Realizarea articulatiei sferice dintre capul femural sferic si cupa acetabulara din combinatii de aliaje metalice cu materiale nemetalice (polimerice sau compozite) constituie solutia cea mai indicata in tehnica protezarii, acest aspect este pus in evidenta de momentul de frecare in articulatie, prezentat in graficul din fig. 6.77.

Fig. 6.77 Diagrama de variatie a momentului de torsiune functie de sarcina aplicata in articulatie si de natura suprafetelor de frecare

Cel mai ridicat moment de torsiune in articulatia protezei apare in cazul realizarii acesteia sub forma metalica (capul si tija).Valoarea momentului de torsiune, deci si al frecarii scade sensibil in cazul utilizarii combinatiei de elemente metalice si polimerice in realizarea articulatiei protezei.

Elementele componente ale tijei de sold se realizeaza de catre firme specializate, intr-o gama variata de designuri si materiale, unele dintre acestea sunt prezentate in continuare.

Tija femurala se proceseaza numai din materiale metalice, din aliaje CoCrMo si Ti6Al4V, mai ales prin operatii de matritare la cald. Tijele moderne se executa modular in diverse variante constructive de tipul celor prezentate in fig. 6.78.

a) b)

Fig. 6.78 Variante de tije protetice modulare

a) tija Duh; b) tija cu pivot;

Tija Duh este construita din mai multe elemente care se asambleaza intre ele, acestea fiind: tija propriu-zisa, trunchiul tijei acoperit cu material ceramic, pivotul pentru fixarea capului sferic.

In fig. 6.79 se prezinta tije monobloc moderne, acestea de asemenea se pot realiza in diverse variante constructive.

a) b) c)

Fig. 6.79 Tije monobloc moderne

a) tija Thomson; b) tija Hinekhip; c) tija Taperfit

Capul femural sferic constituie elementul esential al articulatiei protezei de sold, acesta poate fi realizat din materiale metalice sau ceramice, asa cum se constata si in fig. 6.80.

a) b)

Fig. 6.80 Variante constructive ale capului femural sferic

a) sfera ceramica; b) sfere metalice;

Capul femural metalic se executa prin operatii de matritare la cald, din aliajele mentionate mai sus, dupa care urmeaza operatii de prelucrari mecanice, tratamente termice si de finisare. Capul modular se fixeaza prin presare pe pivotul tijei femurale, cele doua componente avand suprafete conice ajustate corespunzator, aspecte prezentate in fig. 6.81.

a) b) c)

Fig. 6.81 Modul de asamblare a capului sferic, cu pivotul tijei femurale

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

Cupa acetabulara constituie al doilea element al articulatiei sferice in care se roteste capul sferic. Cupa poate fi realizata din materiale metalice sau polimerice. Cupa acetabulara moderna este acoperita pe suprafata exterioara cu straturi ceramice pentru o mai buna aderenta si fixare in cavitatea coxo-femurala.

Cupa metalica se realizeaza din tabla laminata, din aliaje de titan si cobalt, prin operatii de ambutisare si prelucrari mecanice. In fig 6.82 se prezinta variante constructive ale cupei acetabulare.

a) b)

Fig. 6.82 Designuri de cupe acetabulare

a) cupa realizata din polietilena de mare densitate; b) cupa metalica acoperita cu pulbere ceramica

Cupele acetabulare moderne sunt procesate din doua elemente componente (fig. 6.83) si anume:

elementul de frecare cu capul femural realizat din metal sau polietilena de mare densitate;

elementul de fixare in osul coxo-femural realizat din metal acoperit cu pulbere ceramica;

a) b) c)

Fig. 6.83 Cupe acetabulare moderne

a) cupa ceramica fixata in carcasa metalica; b) cupa polimerica fixata in carcasa ceramica; c) cupa polimerica fixata in carcasa metalica

Neajunsul esential al articulatiei de sold consta in desprinderea cupei acetabulare de capul femural, fenomen ce poate fi determinat de aspecte biomecanice sau cauze accidentale produse de pacient, precum si de desprinderea cimentului de fixare proteza - os. Alte studii atribuie desfacerea articulatiei de sold formarii unui strat de cheag de sange, care se interpune in timpul interventiei chirurgicale, si care micsoreaza spatiul os-ciment pe durata polimerizarii cimentului.

Materialele folosite pentru realizarea protezei pot fi clasificate in urmatoarele variante constructive:

aliaje Co-Cr matritate sau turnate;

otel inoxidabil matritat;

aliaje Co-Cr pentru capul tijei si capul femural combinate cu cupa acetabulara din polietilena de mare densitate;

aliaje pe baza de titan matritate in combinatie cu cupa din polietilena de mare densitate.

In ultimi anii combinatiile dintre metale, masele plastice si ceramice, precum si straturile superficiale au castigat teren in realizarea articulatiilor artificiale. Elemente metalice de importanta strategica pentru aceste articulatii sunt cobaltul, cromul, nichelul, molibdenul si titanul. Siguranta si durata in functionare a implantului sunt preocupari majore comune ale producatorilor si chirurgilor, care aleg cele mai bune materiale pentru producerea si design-ul implantului.

Tehnologia de procesare metalurgica a protezei totale de sold se poate realiza prin doua procedee principale: prin turnare si prin matritare.

Procesarea prin turnare impune utilizarea procedurilor speciale de realizare a tehnologiei in forme coji sau in amestecuri termoreactive si consta din urmatoarele operatii tehnologice, care se refera la tija femurala:

proiectarea si realizarea modelului tijei;

proiectarea si executarea matritei in cazul utilizarii tehnologiei de turnare in forme coji;

executarea modelului fuzibil din amestecuri termoreactive;

executarea formei de turnare fie cu model fuzibil sau pe modelul metalic (eventual lemn);

asamblarea formei de turnare;

elaborarea aliajului metalic in cuptoare electrice sub vid;

turnarea piesei in forma de turnare, in conditii de atmosfera protectoare;

dezbaterea formei si extragerea piesei turnate;

curatirea si debavurarea piesei turnate;

realizarea tratamentului termic de recoacere in cuptoare electrice sub atmosfera de protectie;

finisarea prin lustruire, marcarea si conservarea piesei finite.

Conform tehnologiei prezentate, se utilizeaza ca aliaj de turnare, compozitia din sistemul Co-Cr-Mo prezentat in tabelul 5.10 (aliajul F-76 conform ASTM ).

In fig. 6.84 se prezinta schema de extragere din forma de turnare a unei tije femurale standard.

Procesarea prin matritare utilizeaza semifabricate laminate din sistemele de aliaje pe baza de cobalt (tab. 5.2), sub forma de bare cu sectiune circulara. Operatiile tehnologice principale de realizare a protezei sunt:

proiectarea si realizarea matritei;

debitarea semifabricatului laminat;

incalzirea semifabricatului la temperatura de deformare plastica (cca 1100˚C);

prelucrarea la cald in matrita (se utilizeaza matritarea cu doua semimatrite);

debavurarea si prelucrarea mecanica a elementului de proteza (strunjire, gaurire, etc);

efectuarea tratamentelor termice de recoacere si calire - revenire;

prelucrarea finala prin slefuire, marcare, sterilizare, asamblare.

Procesarea elementelor metalice ale protezei de sold necesita dotari tehnologice corespunzatoare pentru realizarea tehnica a acestora; de asemenea tehnologia si produsele necesita a fi omologate si atestate din punct de vedere tehnic si medical.

5.2 Proteza articulara de genunchi

Din punct de vedere anatomic, genunchiul este definit ca fiind articulatia dintre femur si tibie. Aceasta articulatie este mai complexa decat cea de sold datorita geometriei mai complicate si a biomecanicii miscarii.

In fig. 6.85 se prezinta articulatia anatomica a genunchiului, cu punerea in evidenta a celor doua oase principale, femural si tibial, pe care se construieste si proteza de genunchi.

Fig. 6.85 Scheme anatomice ale articulatiei genunchiului

Proteza articulara de genunchi inlocuieste articulatia naturala a genunchiului prin tehnici chirurgicale specifice (ortopedice). O vedere generala a protezei de genunchi este prezentata in fig. 6.86, unde se constata ca articulatia este formata din doua elemente principale:

componenta superioara care se fixeaza la capatul inferior al osului femural;

componenta inferioara fixata pe capatul superior al osului tibial.

   

Fig. 6.86 Vedere generala a protezei articulare de genunchi

Din punct de vedere al conceptiei articulatiei, protezele de genunchi se clasifica in doua grupe principale:

cu articulatie rabatabila tip balama;

cu articulatie complexa sferocentrica.

In fig. 6.87 se prezinta cele doua tipuri constructive de baza ale articulatiei protezei de genunchi.

a) b)

Fig. 6.87 Scheme constructive ale articulatiei protezei de genunchi

a) articulatie rabatabila (tip balama); b) articulatie sferocentrica

Selectia utilizarii unui anumit tip de proteza este facuta de medicul chirurg ortoped, in functie de starea de sanatate a genunchiului, de tipul bolii si de gradul de activitate al pacientului (dependenta de varsta acestuia).

Elementele componente ale protezei articulare ale genunchiului sunt prezentate in fig. 6.88 si constau dintr-un platou metalic, cu o parte implantata in cavitatea osului tibial; componenta superioara fixata de osul femural, este articulata prin diferite procedee cu platoul tibial.

Fig. 6.88 Elementele componente ale protezei articulare de genunchi

Pentru a reduce frecarea dintre componentele articulatiei protetice, intre acestea se interpune un strat din polietilena de mare densitate sau pentru protezele moderne, stratul de uzura este acoperit cu carbon sau compozite pe baza de carbon.

In scopul unei mai bune fixari a tijelor implantabile in cavitatea osoasa si a dezvoltarii tesutului osos pe componentele implantabile, acestea din urma sunt acoperite cu straturi superficiale de materiale poroase, prin tehnici specifice ca: plasma spray, sinterizare etc., asa cum se prezinta in fig. 6.89.

Componentele metalice ale protezei de genunchi sunt procesate din aliaje cobalt - crom sau din aliaje pe baza de titan, prin procedee de matritare la cald, urmate de tratamente termice.

Procesul de uzura se produce accentuat intre platoul tibial si componenta femurala a articulatiei, motiv pentru care se utilizeaza solutii tehnice de a reduce uzura cum ar fi:

durificarea prin tratamente termice si termomecanice a suprafetei componentei metalice superioare;

utilizarea de straturi rezistente la uzare depuse pe suprafata platoului tibial, ca de exemplu polietilena de mare densitate sau carbonul pirolitic.

Realizarea elementelor metalice ale protezei necesita faze de proiectare si procesare specifice ca: proiectarea matritei metalice, proiectarea tehnologiei de matritare, realizarea componentelor protetice metalice prin matritare la cald, prelucrari mecanice specifice etc.

Proteza de genunchi, in ansamblul ei, se realizeaza in laboratoare echipate cu masini de prelucrare la cald si la rece, personal de specialitate calificat pentru activitatile specifice de prelucrare, finisare, sterilizare etc.

5.3 Proteza articulara de glezna

Glezna anatomica este articulatia dintre picior si gamba, formata prin articularea osului tibial inferior cu talusul. Glezna este constituita din trei componente articulate intre ele: tibia distala, fibula (laterala si mediala) si talusul. In figura 6.90. Se prezinta schema anatomica a articulatiei de glezna.

Fig. 6.90 Vedere laterala a articulatiei anatomice de glezna

Cinetica miscarii articulatiei de glezna este prezentata in figura 6.91, osul tibial se sprijina si se roteste pe talus, cu un unghi de pana la 14^o.

Fig. 6.91 Schema cineticii articulatiei de glezna

Proteza articulara de glezna este conceputa si realizata in principiu din doua componente aflate in contact:

componenta superioara fixata in capatul inferior al osului tibial;

componenta inferioara fixata pe osul talusului.

Din punct de vedere al conceptiei functionale protezele articulare de glezna sunt de doua tipuri: congruente si incongruente.

Protezele articulare congruente se remarca prin faptul ca geometria suprafetelor de frecare este identica pentru cele doua componente si se aseaza pe toata suprafata de frecare; in timp ce pentru protezele incongruente contactul dintre componente este limitat la o linie sau chiar un punct.

Protezele articulare congruente sunt prezentate schematic in fig. 6.92, fiind de patru tipuri constructive din punct de vedere al suprafetelor de contact: sferice, sferoidale, conice si cilindrice. Aceste tipuri de proteze au o stabilitate mai ridicata in articulatie si reduc efectul de concentrare a efortului datorita suprafetelor de contact mai mari in comparatie cu protezele incongruente.

tip conic tip cilindric tip sferic tip sferoidal

Fig. 6.92 Tipuri de proteze de glezna congruente

Protezele articulare de glezna incongruente sunt similare cu cele congruente, cu deosebirea ca suprafetele de contact intre componente se reduc la o linie, un punct, cu suprafata redusa de frecare. In fig. 6.93 sunt prezentate trei tipuri de proteze incongruente de glezna: trochilear, concav-convexa, si convex-convex. Aceste tipuri de proteze au o suprafata de frecare mai redusa intre componente, dar sunt mai instabile din punct de vedere functional.

Fig. 6.93 Tipuri de proteze articulare de glezna incongruente

Materialele utilizate in realizarea protezelor de glezna sunt aliajele Co-Cr in combinatii cu polietilena de mare densitate (UHMWPE). Componentele moderne ale protezei sunt realizate din materiale compozite formate polietilena ramforsata cu fibre de carbon, pentru componenta tibiala.

Procesarea componentelor metalice se realizeaza prin operatii de matritare, prelucrari mecanice si tratamente termice; dupa aceeasi procedura ca si la celelalte tipuri de proteze articulare.

5.4 Proteza articulara de cot

Cotul reprezinta din punct de vedere anatomic articulatia dintre brat si antebrat (sau dintre osul humerus si cel ulnar), asa cum se prezinta in schema simplificata prezentata in fig. 6.94.

Fig. 6.94 Scheme anatomice ale articulatiei de cot

Protezele cotului sunt concepute pe principiul articulatiei rabatabile tip bala-ma, care permite efectuarea miscarilor de flexie si extensie; unele modele mai perfectionate pot efectua si alte miscari mai complexe (policentrice).

In conceperea si reali-zarea protezei articulare de cot s-a plecat de la constructia anatomica "bazata pe existenta celor doua oase lungi": humerus si radius (respectiv ulna).

Fig. 6.95 Sectiune prin proteza de cot tip Dee

In fig. 6.95 se prezinta o sectiune laterala prin proteza de cot tip Dee, care consta in esenta din doua tije implantabile articulate, una pentru osul humeral si alta pentru osul ulnar.

In tabelul 6.23 sunt prezentate diverse tipuri de proteze de cot, cu combinatiile de materiale indicate pentru fiecare din componentele principale, precum si modul de fixare in cavitatea modulara a osului.

Tabelul 6.23 Variante constructive pentru proteza de cot

Materialele metalice utilizate in procesarea componentelor protezei de cot sunt aliajele Co-Cr, otelul inoxidabil si aliajele de titan. Componenta ulnara poate fi realizata si din materiale polimerice, tip polietilena de mare densitate.

Componentele metalice sunt prelucrate sub forma de tije prin stantare si matritare, plecand de la semifabricate sub forma de tabla si bare laminate din aliajele mentionate.

Proteza de cot este mai simplu de procesat si implantat in comparatie cu protezele articulare sferice, (sold si umar), datorita miscarilor mai simple pe care le asigura si a facilitatilor anatomice date de cele doua oase lungi care constituie articulatia anatomica a cotului.

5.5 Proteza articulara de umar

Articulatia sferica de umar asigura mobilitatea dintre capul proximal hemisferic al humerusului (bratul) si cavitatea glenoidala din omoplat. Mai simplu, aceasta articulatie este denumita regiunea unde se intalnesc bratul si trunchiul. In fig. 6.96 se prezinta constructia anatomica a articulatiei de umar, aceasta fiind realizata din articulatia osului scapular si a humerusului, legate printr-o capsula articulara.

Fig. 6.96 Structura anatomica a articulatiei de umar

Protezele articulare de umar sunt realizate pe principiul articulatiei sferice (cap sferic-cupa) asemanatoare articulatiei de sold, asa cum se prezinta schematic in fig. 6.97

a) b)

Fig. 6.97 Tipuri de proteze articulare de umar

a) Stanmore; b) Fenlin.

Tipurile de proteze gleno-humerale moderne sunt mai anatomice, dar problema delicata ramane solutia de fixare in cavitatea glenoidala, cauzata de dimensiunea redusa a osului si de sarcina mare la care este expusa proteza.

Procesarea componentelor metalice ale articulatiei protetice de umar se realizeaza practic pe baza conceptiei articulatiei de sold: elementele componente principale fiind tija humerala cu cap sferic si cupa, care se fixeaza in glenoid. Materialele metalice utilizate in procesarea articulatiei protetice sunt aliajele Co-Cr si cele de titan, imbinate printr-o cupa realizata din polietilena de mare densitate, sau cupa metalica pe care s-a depus un film din material carbonic (grafit).

5.6 Proteze articulare ale falangelor mainii

Articulatiile interfalangiene - proximala, media si distala - asi-gura prin intermediul ligamentelor si tendoanelor, pe langa o mare mobilitate, si rezistenta la compresiune foarte mare.

Tratamentul clasic pentru artrozele interfalangiene este rezectia capului articular si solidarizarea resturilor ramase, cu disparitia in acest mod a deformatiilor si durerii, dar cu reducerea in acelasi timp a mobilitatii si diminuarea stabilitatii si a rezistentei articulare.

Implantele articulare care pot fi folosite, dupa rezectionarea capetelor articulare, sunt de cinci tipuri, asa cum sunt prezentate in fig. 6.98.

Exista si alte tipuri mai perfectionate de proteze articulare interfalangiene, cateva din acestea sunt prezentate in fig 6.99.

6 Proteze cardiovasculare

Materialele utilizate in protezele cardiovasculare sunt in contact permanent cu sangele, motiv pentru care trebuie sa indeplineasca o conditie suplimentara in comparatie cu materialele biocompatibile si anume sa aiba si proprietati de hemocompatibilitate.

. Metalele utilizate in protezele de valve cardiace constituie suportul rigid al valvei inelare artificiale. De asemenea, discul valvei este realizat din materiale metalice (fig. 6.100).

Cele mai utilizate metale sunt aliajele pe baza de titan bifazice (Ti-Al-V) si aliajele pe baza de cobalt (Co-Cr-Mo).

Incercarile mecanice efectuate pe componentele metalice ale valvelor recente au pus in evidenta faptul ca zona slaba a componentei se situeaza in punctul de sudura a barelor de inelul metalic

Fig. 6.100 Reprezentarea schematica a zonei de utilizare a suportului metalic pentru valva inimii artificiale

Mai recent, tehnica de procesare realizeaza barele si inelele dintr-un singur corp metalic, aspect ce elimina deficienta semnalata mai sus.

Imbunatatirea rezistentei la coroziunea electrochimica a acestor componente s-a realizat prin acoperirea suprafetei metalice cu un strat de carbon pirolitic.

Metale utilizate in structura stimulatoarelor cardiace sunt:

Titanul de puritate comerciala (P.C. Titan) este materialul principal folosit la confectionarea carcasei stimulatorului, care contine bateria si circuitul generatorului de puls. Sudura sub laser a casetei de titan elimina fenomenele de fisurare si perforare a acesteia, aspecte intalnite la stimulatoarele mai vechi.

Platina si aliajele de platina (Pl-Ir) sunt utilizate pentru confectionarea electrozilor stimulatorului cardiac; Acestea sunt preferate pentru inalta lor biocompatibilitate si rezistenta la coroziunea galvanica.

7 Materiale metalice utilizate ca electrozi si componente electronice

Platina si aliajele sale sunt cele mai utilizate pentru confectionarea de bioconductori. Ele au bune performante mecanice, excelenta biocompatibilitate, electrocoroziune foarte redusa, si mecanisme de transfer de sarcina care permit trecerea reversibila a curentului electric. Aceste materiale sunt recunoscute ca fiind singurele utilizate in aplicatii clinice sub forma de diverse dispozitive stimulatorii in neurochirurgie si inimi artificiale.

Platina si aliajele sale sunt utilizate sub forma de sarme (conductori) cu sau fara strat de acoperire (filme, pelicule) prin pulverizare, sau ca depozite prin procese electrolitice prin solutii.

Deoarece platina pura este prea moale, aliajele care contin 80% Pt si 20% Ir sunt mai des utilizate in aplicatii in care rezistenta mecanica se cere mai ridicata. Suprafata electrozilor de platina poate fi imbunatatita prin acoperirea electrolitica cu un strat poros de platina (platinizare).

Ca si alte metale, platina are proprietatea de a suporta o anumita densitate de curent. Particularitatea specifica a platinei consta in mecanismele reversibile de oxidare electrolitica (dizolvare) si de electrod inert (fara dizolvare), fiind adesea utilizata ca electrod de referinta (de hidrogen) in confectionarea electrozilor in celulele electrolitice si a componentelor electronice.

Aurul este de asemenea un metal nobil ca si platina, utilizat ca electrozi implantabili, care nu produce reactii toxice si nici produse de coroziune in contact cu tesutul viu. Totusi, cand este strabatut de curent, aurul sufera o coroziune rapida - in anumite medii corosive - mai mult decat alte metale nobile; de exemplu, in comparatie cu platina, s-a constatat experimental o viteza de dizolvare de doua ori mai mare, in conditii similare de medii corosive.

Sarmele din aur sunt utilizate intr-un domeniu larg de diametre si puritati. De asemenea, aurul este utilizat sub forma de straturi superficiale, depus pe diverse dispozitive implantabile, prin procedee de pulverizare, tehnici de evaporare sau ca depozite electrochimice.

Otelul inoxidabil este utilizat ca material pentru electrozi de stimulare datorita excelentelor proprietati mecanice si rezistentei ridicate la coroziune si ca implanturi pasive in diverse medii biologice.

Mecanismul transferului de sarcina electrica prin suprafata otelului inoxidabil este in principal de reducere/oxidare. Procesul de oxidare (anodic) poate conduce la deteriorarea rapida a stratului superficial de oxid format pe suprafata dispozitivului din otel, determinand extinderea coroziunii, motiv pentru care acest aliaj are aplicatii limitate.

La un anumit potential pozitiv (cativa volti) definit ca Ep, stratul de oxid pasiv poate fi distrus. Pentru otelul inoxidabil austenitic 316L s-a stabilit o relatie intre potentialul anodic maxim care previne fenomenul de coroziune prin pitting si viteza de schimbare a potentialului voltaic, de forma:

Aliajele Co-Cr-Ni-Mo (MP35N) sunt caracterizate ca materiale cu rezistenta mecanica ridicata si o foarte buna rezistenta la coroziune. Ca si la otelurile inoxidabile, rezistenta la coroziune este atribuita stratului de oxid pasivat format la suprafata metalului. De aceea, la valori mari ale tensiunii electrice pozitive se produce coroziunea prin pitting, care poate fi diminuata prin utilizarea unei protectii catodice. Si in cazul acestor aliaje s-a determinat variatia potentialului maxim de protectie cu relatia:

Aliajele MP35N sunt indicate pentru confectionarea electrozilor de stimulare neuromusculara si ca electrozi in stimulatoarele cardiace. Materialele care au fost testate pentru a fi folosite ca electrozi implantabili sunt prezentate in tabelul 6.24.

Tabelul 6.24 Unele proprietati mecanice ale materialelor utilizate ca electrozi implantabili

In tabelul 6.25. sunt prezentate caracteristicile de capacitate electrica pentru unele materiale utilizate ca electrozi implantabili:

Tabelul 6.25 Caracteristici de sarcina capacitiva pentru unele materiale utilizate la fabricarea electrozilor implantabili

8 Materiale metalice utilizate in implantologia stomatologica

Din suita de materiale metalice experimentate si utilizate pana in prezent in confectionarea implantelor stomatologice, cele care s-au impus categoric sunt titanul si in ultima perioada zirconiul.

Cercetarile si rezultatele practice ale utilizarii titanului in implantologia endoosoasa stomatologica au stabilit ca acest metal intruneste calitatile cele mai inalte in comparatie cu alte metale, fiind un material ideal de utilizare in acest domeniu.

Plecandu-se de la demonstratia lui Branemark conform careia stratul de oxid de titan ce acopera implantul stabileste o legatura bivalenta la nivel molecular cu elementele tesutului osos care inconjoara implantul, se poate confirma cu siguranta calitatea de osteointegrare a implantelor de titan.

In sistemul de realizare a implantului se recomanda a se utiliza, la excavarea cavitatii osoase, freze tot din titan sau aliaje pe baza de titan, astfel incat in acest mod sa fie exclus riscul bimetalismelor, deoarece ambele componente ale sistemului - freza si implantul - au compozitie identica si sunt biocompatibile.

In plus, titanul actioneaza in cavitatea osoasa ca un catod (-) si tinde sa atraga ionii de calciu (Ca²⁺) in jurul lui. Aceasta proprietate este deosebit de utila, ea permitand aparitia unor nuclee de hidroxiapatita in jurul implantului.

Biocompatibilitatea titanului ca material implantologic este data de proprietatea oxidului de titan care se formeaza la suprafata metalului si care, la randul sau, depinde de puritatea titanului utilizat. Tratamentul suprafetelor implantului de titan, pentru a-i imbunatati proprietatea de biocompatibilitate, se poate realiza prin urmatoarele procedee tehnice:

oxidarea anodica pe cale electrolitica;

oxidarea in jet de plasma de oxigen, cand se formeaza o pelicula aderenta si compacta de TiO₂;

tratamentul prin evaporarea unor atomi metalici de suprafata, cu formarea unui strat de TiO₂.

In studiul si obtinerea unor suprafete inerte pe implantele metalice se pot utiliza si alte tehnologii de tratament superficial, care pot asigura osteointegrarea completa si perfecta a implantului, cu durabilitate ridicata in timp. Astfel, la ora actuala majoritatea implantelor osteointegrate se executa din titan pur, care este tratat superficial in plasma, cu formarea unui film protector, micronic, de oxizi de titan sau de hidroxiapatita, care-i confera proprietati ideale de osteointegrare.

Dupa forma lor, implantele metalice endoosoase se impart in urmatoarele tipuri:

implant spirala;

implant cu surub;

implant arc;

implant lama;

implant degetar;

implant in forma de arc zavorat;

implant in forma de diapazon.

Dintre tipurile mentionate, cele care s-au impus in ultimul timp in tehnica implantologica sunt implantele cu surub, cilindrice si in forma de lama.

In fig. 6.101 sunt prezentate cateva tipuri de implante cilindrice tip Core-Vent, cu fante de diferite dimensiuni in care patrunde osul nou format si care asigura o retentie foarte buna a implantului.

Fig. 6.101 Implante Core-Vent de diferite lungimi

9 Materiale metalice utilizate pentru proteze dentare

Selectia aliajelor dentare pentru coroane si danturi partial fixe sau amovibile se bazeaza pe proprietatile specifice cerute acestora, ca: biocompatibilitate, proprietati fizice si chimice, proprietati de topire si turnare, compatibilitatea cu suportul ceramic etc. Unele proprietati ca luciul metalic, rezistenta la coroziune ridicata, greutatea specifica redusa si proprietatile mecanice ridicate recomanda aliajele metalice ca materiale ideale in restaurarea dentara. Rezistenta la uzare determinata de solicitarea la contactul de strivire in masticatie este o caracteristica importanta a aliajelor metalice folosite in fixarea si realizarea partiala a danturii. Temperatura de topire, ca si intervalul lichidus-solidus a aliajelor metalice reprezinta caracteristici tehnice importante care determina usurinta lor de a fi topite, turnate si lipite, aspecte esentiale pentru fixarea lor de suprafata ceramica si in realizarea cadrului metalic.

Diferenta dintre coeficientii de dilatare termica dintre metal si materialul ceramic trebuie sa fie minima pentru a nu se produce tensiuni la interfata ceramica - metal.

Cateva compozitii de aliaje dentare utilizate in tehnica fixarii partiale a danturii de portelan pe suportul metalic sunt prezentate in fig. 6.102.

Aliajele cu continut ridicat de aur (fig. 6.102.a) contin 80-85% Au, restul fiind adaosuri de Ag, Cu, Pd, Pt. Mici adaosuri de Sn, In si unele materiale oxidice asigura o buna legatura dintre metal si faza ceramica. Rezistenta la coroziune a aliajelor cu continut ridicat de aur este foarte buna. Turnarea acestor aliaje se face in modele fuzibile.

Dezavantajele acestor aliaje constau in costul ridicat si modulul de elasticitate scazut.

Aliajele Au-Pd-Ag (fig. 6.102. b) contin 55-70% Au, 20-30% Pd si 10-15% Ag. Modulul Young al acestor aliaje este mai ridicat decat al celor care contin peste 80% Au. Rezistenta la coroziune si luciul sunt corespunzatoare.

Aliajele Au-Pd (fig. 6.102. c) contin 55% Au si 40% Pd, iar diferenta de 10% este realizata din adaosuri de Ag, Cu, Sn etc. Aceste aliaje au o buna compatibilitate interfazica metal-ceramica, avand coeficienti de dilatare termica apropiati.

Aliajele Pd - Ag contin 50-60% Pd si 40-50% Ag si au rezistenta la coroziune si luciul metalic corespunzatoare (fig. 6.102. d), dar au modul de elasticitate mai ridicat. Dezavantajul utilizarii acestor aliaje consta in posibilitatea schimbarii culorii portelanului, aspect determinat mai ales de argint.

Aliajele Pd-Cu (fig. 6.102. e) contin de regula 70-80% Pd; Cu este maximum 15%. Aliajele sunt mai greu de topit si de turnat in comparatie cu cele prezentate mai sus. Avantajele oferite de aceste aliaje constau in pretul mai scazut si in lipsa fenomenului de decolorare a portelanului dintilor.

Aliajele Ni-Cr au adaosuri de Co si Fe sunt larg utilizate in dentistica (fig. 6.102. f). Aceste aliaje sunt utilizate pentru coroane si punti dentare. In comparatie cu aliajele pe baza de metale nobile, acestea din urma au temperatura de topire mai ridicata si un grad de oxidare mai ridicat in procesele de topire si turnare. In schimb, aceste aliaje sunt mai dure si au caracteristici mecanice mai ridicate comparativ cu sistemele de aliaje pe baza de aur si paladiu.

Introducerea beriliului in proportie de 2% si a nichelului mareste fluiditatea in timpul topirii si turnarii, dar continutul de Ni si Be afecteaza intr-o oarecare masura proprietatile de biocompatibilitate.

Aliajele metalice prezentate mai sus se toarna prin procedee de precizie in forme cu modele fuzibile (tehnologie prezentata la cap 5).

Tendinta de oxidare a aliajelor dentare in atmosfera de oxigen in timpul topirii si turnarii este data de potentialul termodinamic al reactiei de formare a oxizilor metalici, conform relatiei:

DG_r⁰ = DG₀ ^. e^-(Q/RT)

in care

DG₀ - potentialul de oxidare standard

Q - energia de activare a oxidarii

R - constanta generala a gazelor

T - temperatura la care se produce oxidarea

In tabelul 6.26 sunt prezentate valorile potentialului de oxidare DG_T (in kJ/mol) la 273 K pentru metalele utilizate in aliajele dentare prezentate mai sus.

Din tabel rezulta ca cele mai mari afinitati fata de oxigen le au: Ti, Cr, Mo, Fe, iar cele mai mici le au Au si Ag, care prezinta valori ale DG aproape de zero sau, in cazul aurului, aceasta valoare este pozitiva. Totusi, metalele din capul tabelului nu se oxideaza puternic in realitate, lucru explicabil prin caracteristicile peliculei de oxizi formate, care este aderenta si protectoare la suprafata materialului, lucru ce impiedica difuzia oxigenului la metal.

Tabelul 6.26 Comparatie intre valorile energiei de formare a oxizilor metalici pentru unele metale dentare

In tabelul 6.27 se prezinta durata in timp necesara pentru formarea unei pelicule de oxid metalic cu grosimea de 0,1 mm la temperatura de oxidare de 0,7 din temperatura de topire in aer.

Tabelul 6.27 Comparatie intre diversele metale in privinta duratei (in ore) de formare a stratului de oxid de 0,1 mm

Durata de formare a stratului de oxid depinde de rezistenta metalului la oxidare si de proprietatile filmului de oxid format, aspect foarte important in ceea ce priveste rezistenta la coroziune pentru implanturile metalice.

Aliajele dentare fac parte dintr-o categorie aparte de materiale biocompatibile, care prin proprietatile lor trebuie sa sigure o rezistenta la fenomenele patologice din mediul oral, care sunt:

matuirea: manifestata prin decolorarea sau formarea unei pelicule de oxizi sau de sulfuri pe suprafata aliajului, care precede coroziunea;

abraziunea: apare ca uzura a suprafetelor metalice cu formare de particule metalice care pot migra in organism, cu pericol de aparitie a toxicitatii;

coroziunea: determinata de actiunea biologica, chimica, si in special electrochimica, care distruge materialul si determina fenomene de toxicitate;

biocompatibilitatea: manifestata prin toleranta generala a organismului, in acceptarea implantului.

Aliajele dentare utilizate curent, se pot clasifica in urmatoarele grupe:

aliaje nobile: Au-Pt cu 80% Pt, cu peste 90% elemente nobile;

aliaje seminobile: Au-Pd cu 50-60% Au, cu min. 70% suma celor doua metale;

aliaje slab nobile: Ag-Pd cu 50-60% Pd, iar impreuna 70-90%;

aliaje nenobile: Ni-Cr (75-80% Ni si 11-15% Cr), Co-Cr (40-70% Co si 20-30% Cr), Fe-Cr (59% Fe si 26% Cr), Co-Cr-Mo (10-60% Co, 2-80% Ni, 10-30% Cr), Cu-Al, Ti-Cu, etc. Compozitia chimica si duritatea aliajelor nobile sunt prezentate in tabelul 6.28;

acestea sunt tot mai rar utilizate datorita pretului de cost ridicat.

Aliajele seminobile pe baza de Au-Pd, contin 55% Au, 10-15% Pd si adaosuri de argint, cupru, zirconiu, au culoare galbena pal si sunt inlocuitoare ale aliajelor nobile. Din aceasta categorie fac parte aliajele pe baza de Au-Pt-Ag ca: Stabilor G, Stabilor NF, Duallor cu densitatea 11,1-14,4 g/cm³

Tabelul 6.28 Aliaje dentare nobile

Aliajele slab nobile pe baza de Ag-Pd contin 20-25% Pd, 50-65% Ag, 5-10% Cu, au o culoare alba cenusie-argintie si au o stabilitate electrochimica inferioara aliajelor nobile si seminobile.

Compozitia chimica si proprietatile mecanice ale unor aliaje slab nobile utilizate in SUA, sunt prezentate in tabelul 6.29.

Tabelul 6.29 Aliaje dentare slab nobile

Aliajele nenobile dentare sunt folosite pe scara larga in ultimul timp, datorita rezistentei bune la coroziune, biocompatibilitatii ridicate si pretului de cost redus. Astfel, aliajele Ni-Cr au conductibilitate termica redusa, densitate relativ mica (7,8-8,2 g/cm³), rigiditate buna, luciu metalic caracteristic, duritate corespunzatoare (200-270 HV), rezistenta la rupere foarte buna (400-1137 N/mm²), limita la curgere buna (360-590 N/mm²) si alungirea cuprinsa intre 3-24%.

Aceste aliaje sunt cunoscute sub denumiri comerciale ca: Guador, Ultratek, Wiron 88, Wiron S, NP₂, Gisadent, Gemini, Vipla, etc. Rezistenta la coroziune in mediul oral si biocompatibilitatea aliajelor dentare nenobile Ni-Cr, sunt comparabile cu ale aliajelor nobile sau seminobile, ele fiind materiale sigure pentru sanatate.

Aliajele Co-Cr de tipul Wisil, Witalium, Wironium, Niranium, Micromium, Remanit, Ronetecos, etc., au proprietati asemanatoare aliajelor Ni-Cr, cu temperatura de fuziune de 1340-1426˚C.

Compozitia aliajelor dentare nenobile pe baza de Ni-Cr si Co-Cr, de provenienta germana si romaneasca, este prezentata in tabelul 6.30.

Tabelul 6.30 Aliaje nenobile Ni-Cr si Co-Cr

Obs. Aliajele Guador si Vipla (10Ti Ni C 180) sunt romanesti

In ultimul timp, in tehnica dentara au aparut aliaje nenobile complex aliate, a caror compozitie chimica este prezentata in tabelul 6.31, iar proprietatile catorva aliaje, in tabelul 6.32.

Tabelul 6.31 Compozitia chimica a unor aliaje dentare nenobile

Tabelul 6.32 Proprietatile mecanice ale unor aliaje dentare nenobile

Rezistenta la coroziune si biocompatibilitatea aliajelor dentare nenobile sunt asigurate de prezenta cromului intre 15-32% si a altor elemente ca Ni, Co, Nb, Ce, Ta.

Aliajele nenobile nu sunt standardizate pe plan mondial, cu toate ca au o larga aplicabilitate datorita pretului de cost scazut, elasticitatii foarte mari, densitatii mici si rezistentei la coroziune si biocompatibilitatii mari.