Thiết kế và mô phỏng gia công khớp háng nhân tạo bipolar

Nếu chuôi khớp đạt yêu cầu về độ bền mỏi thì thiết kế 3D của khớp sẽ được sử dụng cho mô phỏng gia công và chế tạo mẫu thử... Khớp bán phần đầu tiên được thiết kế bởi Austin Moore nên đư

………

HUỲNH PHẠM BẢO NGỌC

THIẾT KẾ VÀ MÔ PHỎNG GIA CÔNG KHỚP HÁNG

NHÂN TẠO BIPOLAR

Chuyên ngành: Công nghệ chế tạo máy

Mã số ngành: 60 52 04

LUẬN VĂN THẠC SĨ

Cán bộ hướng dẫn khoa học: TS Trần Nguyên Duy Phương

Cán bộ chấm nhận xét 1:

Cán bộ chấm nhận xét 2:

Luận văn thạc sĩ được bảo vệ tại trường Đại Học Bách Khoa, ĐHQG Tp HCM ngày…….tháng…….năm 2013 Thành phần Hội đồng đánh giá luận văn thạc sĩ gồm: 1

2

3

4

5

Xác nhận của Chủ Tịch Hội đồng dánh giá LV và trưởng khoa quản lý chuyên ngành sau khi luận văn đã được chỉnh sửa (nếu có)

NHIỆM VỤ LUẬN VĂN THẠC SĨ

Họ tên học viên : Huỳnh Phạm Bảo Ngọc MSHV: 11046004

Ngày, tháng, năm sinh: 21/11/1988 Nơi sinh: Trà Vinh

Chuyên ngành: Công nghệ chế tạo máy Mã số : 60 52 04

I TÊN ĐỀ TÀI: THIẾT KẾ VÀ MÔ PHỎNG GIA CÔNG KHỚP HÁNG NHÂN TẠO BIPOLAR

II NHIỆM VỤ VÀ NỘI DUNG:

- Tổng quan về khớp háng nhân tạo bipolar và vật liệu sử dụng làm khớp háng

- Thiết lập qui trình thiết kế khớp

- Mô phỏng gia công khớp

- Chế tạo mẫu

III NGÀY GIAO NHIỆM VỤ : ……/……/2013

IV NGÀY HOÀN THÀNH NHIỆM VỤ: ……/… /2013

Xin chân thành cám ơn:

* Thầy Trần Nguyên Duy Phương đã tận tình chỉ bảo và giúp đỡ tôi thực hiện luận văn

này

* Quý Thầy, Cô trường Đại học Bách Khoa đã nhiệt tình truyền thụ bài giảng, mở mang trí tuệ, để tôi có đủ phương pháp luận thực hiện đề tài

* Ba, mẹ đã hỗ trợ và ủng hộ tinh thần cho con

* Ban Giám Hiệu trường Trung Cấp Nghề số 7, các anh chị đồng nghiệp trong khoa Cơ Khí đã tạo điều kiện thuận lợi cho tôi thực hiện đề tài

* Tập thể bạn học luôn ủng hộ tôi trong suốt thời gian nghiên cứu đến khi hoàn thiện luận văn

TP HCM , ngày tháng năm 2013

Học viên

Huỳnh Phạm Bảo Ngọc

Ngày nay, gãy cổ xương đùi là một bệnh khá phổ biến ở người già Nó làm ngưng máu cung cấp cho đầu xương đùi và dẫn tới những cơn đau dữ dội Nếu không có biện pháp can thiệp thì bệnh nhân có thể tử vong Biện pháp điều trị trong trường hợp này là thay khớp nhân tạo bán phần bipolar Khớp bán phần được sử dụng với ổ cối tự nhiên của bệnh nhân Hiện tại thì khớp bán phần bipolar được nhập hoàn toàn từ nước ngoài và giá cả rất đắt Chính vì vậy nên tôi đã thu thập các thông tin và tham khảo các thiết kế khớp háng của thế giới để làm cơ sở cho việc nghiên cứu quy trình thiết kế Phần mềm như Mimics, Solidworks được sử dụng để xây dựng nên hình dáng 3D của khớp háng toàn phần Từ đó xác định các thông số hình học của khớp háng sử dụng cho việc thiết kế Sau đó, phân tích tải trọng động tác động trên khớp và kiểm tra phá hỏng do mỏi chuôi khớp bằng phần mềm Hyperworks Nếu chuôi khớp đạt yêu cầu về độ bền mỏi thì thiết kế 3D của khớp sẽ được sử dụng cho mô phỏng gia công và chế tạo mẫu thử

Tp Hồ Chí Minh, 06-2013

ABSTRACT

Today, femoral neck fracture is common disease in the elderly It can cut off blood supply and lead to severe joint damage Without intervention, it can be the cause of death in patient Treatment for femoral neck fractures can be successfully achieved through a bipolar

natural acetabulum of the patient At present, bipolar hips are imported from abroad so the cost is expensive I have considered a lot of design in the world, which is useful for my design Mimics and Solidworks softwares are used to reconstruct the 3D shape of the hip joint This shape is used to determine of the hip joint geometry The geometrical dimensions are used to develop the components of the bipolar hip I also analyze the load on the joint and check the fatigue damage of the stem by Hyperworks software If the stem satisfy requirement about fatigue strength, the bipolar hip will be used for simulation maching and the sample manufacturing steps

Ho Chi Minh City, 06-2013

Tôi tên: Huỳnh Phạm Bảo Ngọc

Học viên lớp: Cao học công nghệ chế tạo máy K2011-đợt 2

Mã số học viên: 11046004

Theo quyết định giao đề tài luận văn cao học của phòng Đào tạo Sau đại học, Đại học Bách khoa Tp.HCM, tôi đã thực hiện luận văn cao học với đề tài “Thiết kế và mô phỏng gia công khớp háng nhân tạo bipolar” dưới sự hướng dẫn của TS Trần Nguyên Duy Phương từ ngày 21/01/2013 đến 21/06/2013

Tôi xin cam kết đây là luận văn tốt nghiệp cao học do tôi thực hiện Tôi đã thực hiện luận văn đúng theo quy định của phòng đào tạo sau đại học, Đại Học Bách Khoa TP.HCM

và theo sự hướng dẫn của TS Trần Nguyên Duy Phương

Tôi xin hoàn toàn chịu trách nhiệm với những lời cam kết trên đây Nếu có sai phạm trong quá trình thực hiện luận văn, tôi xin hoàn toàn chịu các hình thức xử lý của phòng đào tạo sau đại học và Ban Giám Hiệu Trường Đại Học Bách Khoa TP Hồ Chí Minh

Học viên

Huỳnh Phạm Bảo Ngọc

MỤC LỤC

CHƯƠNG I: TỔNG QUAN 1

1.1 Giới thiệu chung 1

1.1.1 Khớp háng 1

1.1.2 Khớp nhân tạo bipolar 3

1.2 Chỉ định thay khớp và các bước thay khớp 4

1.2.1 Các chỉ định thay khớp 4

1.2.2 Các bước thay khớp 6

1.3 Lịch sử khớp háng nhân tạo 7

CHƯƠNG II: VẬT LIỆU 11

2.1 Vật liệu chế tạo khớp 11

2.1.1 Hợp kim titan 11

2.1.2 Thép không gỉ 15

2.1.3 Hợp kim Co-Cr 16

2.1.4 Gốm 17

2.1.5 UHMWPE 21

2.1.6 Vật liệu composit 22

2.2 Vật liệu cố định khớp 24

2.2.1 Xi măng sinh học 24

2.2.2 Vật liệu phủ 26

CHƯƠNG III: QUY TRÌNH THIẾT KẾ KHỚP BIPOLAR 27

3.1 Xác định dữ liệu 3D của vùng xương xốp bằng phần mềm Mimics 27

3.2 Thiết kế khớp háng bằng phần mềm SolidWorks 33

3.3 Kiểm tra bền cho chuôi khớp bằng phần mềm Hyperworks 44

3.3.1 Chia lưới cho chuôi khớp 44

3.3.2 Lấy dữ liệu lực tác động lên khớp 51

3.3.3 Kiểm tra bền cho chuôi khớp 55

CHƯƠNG IV: MÔ PHỎNG GIA CÔNG KHỚP BIPOLAR 64

4.1 Khảo sát những công nghệ chế tạo khớp háng nhân tạo 64

4.1.1 Quy trình chế tạo chuôi khớp 64

4.1.2 Quy trình chế tạo chỏm nhỏ và chỏm lớn 66

4.1.4 Các phương pháp tạo bề mặt xốp 68

4.2 Mô phỏng gia công chuôi khớp và chỏm nhỏ 70

4.2.1 Mô phỏng gia công chuôi khớp làm bằng Ti6Al4V 70

4.2.2 Mô phỏng gia công chỏm nhỏ bằng Ti6Al4V 79

4.3 Chế tạo một số chi tiết mẫu của khớp bipolar 87

CHƯƠNG V: KẾT LUẬN 88

TÀI LIỆU THAM KHẢO 89

PHỤ LỤC 85

Hình 1.1: Cấu tạo khớp háng 1

Hình 1.2: Hai loại cánh tay đòn 2

Hình 1.3: Lực tác dụng lên khớp……….………….……….2

Hình 1.4: Trọng tâm của cơ thể 2

Hình 1.5 : Khớp bipolar 3

Hình 1.6: Moment uốn 4

Hình 1.7: Thông số hình học của chuôi……….……… ……….……4

Hình 1.8: Hoại tử do thiếu mạch 5

Hình 1.9: Gãy cổ xương đùi 5

Hình 1.10: Cắt đầu xương đùi 6

Hình 1.11: Doa hõm khớp 6

Hình 1.12: Đặt chuôi 7

Hình 1.13: Lắp chỏm 7

Hình 1.14: Lắp khớp nhân tạo hoàn tất 7

Hình 1.15: Chén chỉnh hình 8

Hình 1.16: Chuôi Judet 8

Hình1.17 : Khớp Moore và Khớp Thomson 8

Hình1.18: Khớp McKee-Farrar 9

Hình 1.19: Khớp Charnley 9

Hình 1.20: Sự lệch tâm của khớp Bipolar 10

Hình 1.21: Thành phần khớp háng nhân tạo toàn phần 10

Hình 2.1: Phối hợp sử dụng vật liệu trong khớp háng nhân tạo 11

Hình 2.2: Biểu đồ chu kì mỏi của hợp kim Ti6Al4Va 12

Hình 2.3: Cấu trúc tế vi của hợp kim titan 13

Hình 2.4: Biểu đồ pha của hợp kim Ti-Al-V với 4% V 14

Hình 2.5: Ảnh hưởng của Ni và Cr lên pha Austenit trong thép không gỉ chứa 0.1% C 16

Hình 2.6: Gốm Al2O3 19

Hình 2.8: Các sản phẩm y sinh của UHMWPE 22

Hình 3.1: Qui trình thiết kế khớp 27

Hình 3.2: Giao diện Mimics 28

Hình 3.3: Giao diện để nhập file của Mimics 28

Hình 3.4: Giao diện sau khi nhập file 28

Hình 3.5: Giao diện chọn hướng nhìn 29

Hình 3.6: Hình chụp CT cắt lớp 3 chiều của khớp 29

Hình 3.7: Thanh công cụ Thresholding 30

Hình 3.8: Thanh công cụ Crop Mark xuất hiện trên giao diện phần mềm 30

Hình 3.9: Thanh công cụ Region Growing 30

Hình 3.10: Thanh công cụ Multiple Slice Edit 31

Hình 3.11: Phần cắt bỏ 31

Hình 3.12: Chọn nút cắt theo lớp trên thanh công cụ Multiple Slice Edit 31

Hình 3.13: Hộp thoại Caculate 3D 32

Hình 3.14: Mô hình 3D của vùng xương xốp 32

Hình 3.15: Hộp thoại xuất file STL 32

Hình 3.16: Lựa chọn chức năng Add-Ins trên giao diện phần mềm SolidWorks 33

Hình 3.17: Hộp thoại Add-Ins 33

Hình 3.18: Giao diện nhập file STL vào SolidWorks 33

Hình 3.19: Vị trí chọn Mesh Prep Wizard 34

Hình 3.20: Các bước thực hiện để xử lí sơ bộ mô hình xương đùi 35

Hình 3.21: Cách chọn Edit Sketch 35

Hình 3.22: Đường D1 35

Hình 3.23: Vị trí biểu tượng plane……….… ……….35

Hình 3.24: Cách tạo mặt phẳng M1 36

Hình 3.25: Chọn hướng nhìn 36

Hình 3.26: Đường D2 37

Hình 3.28: Đường D3 37

Hình 3.29: Cách tạo mặt phẳng thiết kế 37

Hình 2.30: Mặt phẳng thiết kế nhìn theo hai hướng khác nhau 38

Hình 3.31: Thiết kế biên dạng khớp 39

Hình 3.32: Cách Extrude thân chuôi 39

Hình 3.33: Cách dùng lệnh Fillet 40

Hình 3.34: Cách dùng lệnh Revolve 40

Hình 3.35: Cách dùng lệnh Loft 41

Hình 3.36: Cách dùng lệnh Dome 41

Hình 3.37: Kết quả các bước dựng mô hình 3D chuôi khớp 42

Hình 3.38: Bán kính đầu xương đùi 42

Hình 3.39: Cấu tạo chỏm 43

Hình 3.40: Mô hình 3D các chi tiết trong chỏm 43

Hình 3.41: Mô hình lắp 3D chỏm và mặt cắt của nó 43

Hình 3.42: Mô hình 3D khớp hoàn chỉnh 43

Hình 3.43: Giao diện để nhập file IGS vào HyperWorks 44

Hình 3.44: Mô hình chuôi khớp sau khi nhập vào HyperWorks 44

Hình 3.45: Góc Warp 45

Hình 3.46: Aspect 45

Hình 3.47: Skew 45

Hình 3.48: Kiểm tra lưới 2D 46

Hình 3.49: Thanh thực đơn chính dùng để chọn các chức năng 46

Hình 3.50: Panel của chia lưới 2D 46

Hình 3.51: Chia lưới 2D trên mặt phẳng gần cổ chuôi 47

Hình 3.52: Chia lưới 2D trên mặt phẳng gần đuôi chuôi 47

Hình 3.53: Cách chọn chia lưới 3D phần thân chuôi 47

Hình 3.54: Kết quả chia lưới 3D phần thân chuôi 48

Hình 3.55: Cách chọn chia lưới 3D phần nối thân chuôi với cổ chuôi 48

Hình 3.57: Cách tạo lưới 2D trên mặt phẳng cổ chuôi 49

Hình 3.58: Chia đường dẫn thành 20 phần bằng nhau 49

Hình 3.59: Tạo đường biên cho mặt phẳng cần tạo 50

Hình 3.60: Kết quả chia lưới hoàn tất 50

Hình 3.61: Cách kiểm tra lưới 3D 50

Hình 3.62: Các bệnh nhân thuộc nhóm 1 51

Hình 3.63: Các bệnh nhân thuộc nhóm 2 52

Hình 3.64: Cấu tạo chuôi loại 1( bên trái) và loại 2(bên phải) 53

Hình 3.65: Phương pháp lấy dữ liệu 53

Hình 3.67: Giao diện trang web lấy dữ liệu của bệnh nhân JB 54

Hình 3.69: Bước chỉnh sửa thông số của vật liệu 55

Hình 3.70: Các thông số của vật liệu cần chỉnh sửa 56

Hình 3.71: Tạo những đặc tính cho chi tiết 56

Hình 3.72: Tạo Components 56

Hình 3.73: Tạo lực X 56

Hình 3.74: Cách chọn lực để thiết lập các thông số cho nó 57

Hình 3.75: Panel tạo các thành phần ràng buộc 57

Hình 3.76: Các node cần ràng buộc 6 bậc tự do 58

Hình 3.77: Kết quả sau khi ràng buộc 58

Hình 3.78: Panel tạo các thông số điểm đặt, phương, chiều, độ lớn cho lực 58

Hình 3.79: Các node chọn để đặt lực 59

Hình 3.80: Lực được đặt lên các node……… ………59

Hình 3.81: Panel tạo các load step 59

Hình 3.82: Gọi qui trình phân tích mỏi và tạo session để phân tích mỏi 59

Hình 3.83: Nhập chi tiết cần phân tích mỏi 60

Hình 3.84: Tạo subcase 60

Hình 3.85: Panel chọn phương pháp phân tích mỏi 60

Hình 3.88: Hộp thoại Load Time History 61

Hình 3.89: Dữ liệu nhập vào từ Load Time History 61

Hình 3.90: Hộp thoại Loading Definition 62

Hình 3.91: Dữ liệu nhập vào từ Loading Definition 62

Hình 3.92: Panel để save kết quả phân tích được 62

Hình 3.93: Hiển thị kết quả kiểm tra 62

Hình 3.94: Mô phỏng kết quả chuyển vị của chuôi dưới giao diện của Hyperview 63

Hình 3.95: Mô phỏng kết quả ứng suất mỏi của chuôi dưới giao diện của Hyperview 63

Hình 3.96: Kết quả mô phỏng 63

Hình 4.1: Qui trình sản xuất chuôi khớp 65

Hình 4.2: Qui trình sản xuất chỏm oxit nhôm 66

Hình 4.3: Qui trình 1 – sản xuất chén nhựa UHMWPE 67

Hình 4.4: Qui trình 2 – sản xuất chén nhựa UHMWPE 67

Hình 4.5: Thiêu kết dạng hạt và dạng sợi 68

Hình 4.6: Lớp phủ xốp 69

Hình 4.7: Chia phần gia công trên chuôi khớp 70

Hình 4.8: Dao phay mặt 1 và kích thước của nó dùng trong phay thô và phay tinh mặt 1 71

Hình 4.9: Dao cầu phay thô và kích thước của nó 72

Hình 4.10: Dao cầu phay tinh và kích thước của nó 73

Hình 4.11: Giao diện của Mastercam X6 73

Hình 4.12: Hộp thoại chọn máy 74

Hình 4.13: Khai báo phôi 74

Hình 4.14: Kết quả sau khi khai báo phôi 75

Hình 4.15: Hộp Thoại thiết lập chế độ cắt của gia công nhiều trục 75

Hình 4.16: Mặt gia công 1 và đường chạy dao để gia công mặt phẳng đó 76

Hình 4.17: Mặt gia công 2,3 và đường chạy dao để gia công mặt phẳng đó 76

Hình 4.18: Giao diện chọn loại gia công 77

Hình 4.19: Mặt gia công 4 77

Hình 4.21: Mặt gia công 5 và 6 78

Hình 4.22: Kết quả của các bước gia công phay 5 trục 79

Hình 4.23 : Kích thước phôi gia công chỏm 79

Hình 4.24: Dao khoan và kích thước của dao 80

Hình 4.25: Mảnh hợp kim tiện trong và kích thước của nó 80

Hình 4.26: Cán dao tiện trong và kích thước cán dao 81

Hình 4.27: Cán dao tiện ngoài và kích thước cán dao 81

Hình 4.28: Mảnh hợp kim tiện thô ngoài và kích thước của nó 82

Hình 4.29: Mảnh hợp kim tiện thô ngoài 82

Hình 4.30: Mảnh hợp kim tiện tinh ngoài 82

Hình 4.31: Cán dao cắt đứt và kích thước cán dao 83

Hình 4.32: Mảnh hợp kim cắt đứt và kích thước của nó 83

Hình 4.33: Chi tiết được gọi ra 84

Hình 4.35: Giao diện khai báo mâm cặp 84

Hình 4.38: Đường dẫn và đường chạy dao gia công mặt ngoài 86

Hình 4.39: Đường dẫn cắt đứt 86

Hình 4.40: Mô phỏng gia công chỏm nhỏ 87

Hình 4.41: Kết quả của các bước gia công phay 3 trục 87

Hình 4.42: Mẫu chế tạo thử 87

Bảng 2.1: Thành phần hóa học của Titan và hợp kim của nó 12

Bảng 2.2: Cơ tính của titan và hợp kim của nó 12

Bảng 2.3: Sự ăn mòn của Ti6Al4V ELI trong các điều kiện 14

Bảng 2.4: Thành phần hóa học của thép không gỉ 316L 15

Bảng 2.5: Cơ tính của thép không gỉ 316L 15

Bảng 2.6: Thành phần hóa học của những hợp kim CoCr 17

Bảng 2.7: Cơ tính của những hợp kim CoCr 17

Bảng 2.8: Thành phần hóa học của calcined alumina 18

Bảng 2.9: Cơ tính của Al2O3 và ZrO2 19

Bảng 2.10: Khả năng thích ứng sinh học của ZrO2 20

Bảng 2.11: Ứng dụng của Al2O3 và ZrO2 trong y khoa 21

Bảng 2.12: Đặc tính kĩ thuật của Al2O3 và ZrO2 (ở 250C) 21

Bảng 2.13: Cơ tính của xi măng sinh học 25

Bảng 3.1: Thông tin bệnh nhân nhóm 1 51

Bảng 3.2: Thông tin bệnh nhân nhóm 2 52

Bảng 4.1: Thành phần hóa học của bột oxit nhôm 66

Bảng 4.2: Chế độ phay thô mặt 1 71

Bảng 4.3: Chế độ phay tinh mặt 1 71

Bảng 4.4: Chế độ phay thô bằng dao cầu 72

Bảng 4.5: Chế độ phay tinh bằng dao cầu 73

Bảng 4.6 : Chế độ cắt của dao khoan 80

Bảng 4.7: Chế độ cắt khi tiện trong lỗ côn 80

Bảng 4.8: Chế độ cắt khi tiện ngoài 81

Bảng 4.9: Chế độ cắt đứt 82

Độ lõm của ổ cối phát triển tùy thuộc vào sự hiện diện của chỏm xương đùi Ổ cối có sụn viền giống như là sụn viền khớp vai Sụn viền làm cho ổ cối sâu hơn phân nữa của hình cầu

và tạo cho khớp háng được vững hơn Sụn viền rộng nhất ở phía sau dưới của ổ cối (6,4 mm

± 1,7mm) và dày nhất ở phía trên trước của ổ cối (5,5 mm ± 1,5mm) Chỏm xương đùi bằng 2/3 hình cầu nhưng không hoàn toàn tròn như hình cầu với đường kính từ 40 mm – 52mm ở người châu Á từ 45mm – 56mm ở người châu Âu Chỏm xương đùi được bao một lớp sụn khớp trừ vùng có dây chằng tròn, nơi dày nhất (khoảng 2,5mm) ở phía trên trong hơi phía sau là nơi chịu lực khi hoạt động Đặc điểm của chỏm là có một vùng phía trong để gắn dây chằng tròn dính vào trong ổ cối nơi đó có chứa nhiều mô sợi sụn và các mạch máu từ thần kinh bịt và các dây thần kinh từ thần kinh bịt Chỏm và cổ xương đùi được nuôi bằng các động mạch nhỏ từ động mạch mũ đùi ngoài và trong đi dọc sát ngoài cổ vào trong xương nơi tiếp giáp sụn chỏm và cổ xương đùi Cổ xương đùi dài khoảng từ 3cm – 5cm ở người

Hình 1.1: Cấu tạo khớp háng

b) Cơ sinh học

Thể trọng tạo một lực tải trên đầu xương đùi biểu thị bằng cánh tay đòn thể trọng (body wieght lever arm) Người ta tính được rằng, bình thường cánh tay đòn này gấp 2,5 lần cánh tay đòn cơ dang (abductor lever arm) cho nên khi đứng trên một chân nhóm cơ dang phải tạo một lực gấp 2,5 lần thể trọng mới giữ được xương chậu không bị xệ xuống Khi đi, trong pha chống chân, đầu xương đùi chịu một lực tải bằng tổng lực cơ dang và thể trọng có thể lên tới 3 lần trọng lượng cơ thể Khi chuyển tư thế từ ngồi sang đứng, lên xuống cầu thang hay chạy nhảy…lực tải này có thể gấp 10-12 lần trọng lượng cơ thể

Hình 1.2: Hai loại cánh tay đòn Hình 1.3: Lực tác dụng lên khớp

cao hơn khớp háng

Hình 1.4: Trọng tâm của cơ thể

Trong quá trình vận động: đi lại, chạy nhảy, nghiêng người ra phía trước, sau, bên, vị trí trọng tâm thay đổi, các ứng lực tác dụng lên khớp thay đổi vì vậy lực tải lên chỏm xương đùi cũng thay đổi theo Và ứng lực lên khớp háng không chỉ trong mặt phẳng trán (frontal plane) mà còn trong mặt phẳng đứng dọc (sagittal plane), cổ chỏm xương đùi bị bẻ về phía sau, đặc biệt khi háng gấp, ứng lực bẻ này tăng gấp nhiều lần

Thêm vào đó, ứng lực tác động lên khớp háng không liên tục, mà có tính chu kì, lúc có lúc không, lúc mạnh đột ngột, lúc hoàn toàn thư giãn Và trong một năm có tới 1 triệu bước đi với các lực có cường độ, hướng thay đổi [2]

1.1.2 Khớp nhân tạo bipolar

Khớp bipolar là khớp bán phần lưỡng cực mà thường dùng trong trường hợp gãy cổ xương đùi, và hoại tử vô trùng xương đùi và những vấn đề khác về khớp mà chỉ ảnh hưởng đến đầu xương đùi mà phần ổ cối và sụn vẫn còn nguyên Khớp bán phần đầu tiên được thiết kế bởi Austin Moore nên được gọi là khớp Moore, là khớp đơn cực gồm một chỏm cầu tròn gắn liền với chuôi (stem) và được gắn chặt trong xương xốp của xương đùi Chỏm cầu tròn này

sẽ ép và xoay trong ổ cối tự nhiên của bệnh nhân nên sẽ làm mòn sụn và gây đau Khớp bán phần lưỡng cực (bipolar) được phát triển đầu tiên bởi James Bateman vào năm 1974 Sau hơn 30 năm, khái niệm về khớp bipolar được cải tiến và hoàn thiện bởi những nhà sản xuất khớp nhân tạo Khớp bipolar là chỏm cầu nhỏ trong chỏm cầu lớn vì thế nó có hai bề mặt khớp chuyển động thay vì một khớp làm tăng phạm vi chuyển động và làm giảm ma sát và giảm mòn, dẫn tới sẽ ít đau hơn và tuổi thọ khớp sẽ cao hơn Điều khác nhau cơ bản giữa khớp bipolar và khớp toàn phần là khớp bipolar sử dụng phần sụn trong ổ cối tự nhiên của bệnh nhân còn khớp toàn phần thì thay thế phần sụn bằng một chảo nhân tạo

Hình1.5 : Khớp bipolar

a) Cơ sinh học

 Moment uốn

Một đường khác thẳng góc với đường trên tại Y và cắt chuôi tại điểm X Ta có đoạn XY,

biểu thị của moment uốn Moment uốn thay đổi theo kiểu chuôi Chuôi càng cong, offset càng lớn thì moment uốn càng lớn Moment uốn lớn gây nhiều bất lợi hỏng khớp về sau

Hình 1.6: Moment uốn Hình 1.7: Thông số hình học của chuôi

 Những vấn đề liên quan tới đường kính chỏm nhỏ

Đường kính chỏm nhỏ càng nhỏ thì thì chảo nhựa sẽ dày nên hấp thụ lực tốt, phân bố lực vào xương đều hơn Chảo nhựa dày thì lâu mòn hơn Khi đường kính chỏm nhỏ nhỏ thì lực

ma sát sẽ nhỏ hơn Tuy nhiên điều bất lợi của chỏm nhỏ nhỏ thì biên độ hoạt động ít, khoảng tiếp xúc giữa chỏm nhỏ và chảo nhựa sẽ ít gây dễ bị trật khớp Đường kính chỏm nhỏ thường là 22, 26, 28, 32 mm

 Khả năng chuyển tải lực vào xương

Trong khớp cố định bằng xi măng, phức hợp khớp nhân tạo - xi măng – xương phải thống nhát thành một khối thống nhất chịu ứng lực Chuôi phải được đặt sao quanh nó luôn được bọc bởi một lớp xi măng, và khối xi măng được ép sát vào xương để khi lực tác động vào đầu xương đùi, lực được chuyển tải vào khối xi măng rồi vào xương tạo thành một lực bung (hoop stress) Với điều này nên loại chuôi có cổ về mặt lí thuyết sẽ không tạo được lực bung đều trên các mặt tiếp xúc.[2]

1.2 Chỉ định thay khớp và các bước thay khớp

1.2.1 Các chỉ định thay khớp

Thay khớp háng nhân tạo bipolar thuờng áp dụng cho những bệnh lý làm tổn thương nặng đầu cổ xương đùi mà các chỉ định nội khoa đều thất bại Một số bệnh ảnh hưởng tiêu biểu như:

Hủy cốt: bệnh này là sự thất thoát tế bào xương cục bộ và xuất hiện bởi mòn Phá hủy cấu

trúc xương do thất thoát của canxi Hủy cốt có thể thấy rõ ràng trong khối u, truyền nhiễm, biến chất, chấn thương mạch máu , bẩm sinh hay do rối loạn khớp

Hoại tử do thiếu mạch: hoại tử do thiếu máu cung cấp cho xương và điều này dẫn đến chết

xương Cơn đau thường phát triển dần dần và có thể ban đầu là nhẹ Nếu hoại tử do thiếu mạch nặng hơn, xương và bề mặt xung quanh bề mặt liên kết khớp có thể bị phá vỡ và làm tăng cơn đau

Hình 1.8: Hoại tử do thiếu mạch Gãy cổ xương đùi: cấu trúc của đầu và cổ xương đùi được dùng để truyền sức nặng cơ thể

hiệu quả với khối lượng xương nhỏ nhất bằng sự hổ trợ của những thớ cơ trên cổ xương đùi Thường gãy cổ xương đùi xảy ra ở người cao tuổi nhiều hơn

Hình 1.9: Gãy cổ xương đùi

Dị tật phát triển: nó bao gồm trật khớp, trật khớp nhẹ hoặc sự không ổn định của khớp

háng Hình chụp X quang cho thấy sự hình thành không đầy đủ của ổ cối Nhiều di tật lúc sinh ra không thấy nhưng dần dần phát triển và sinh ra dị tật

Bệnh Paget: là bệnh rối loạn biến chất xương và nguồn gốc không rõ Bệnh này chủ yếu ảnh

hưởng đến người già Xương là một tế bào sống và được tái tạo liên tục Bệnh Paget là nguyên nhân làm tăng và hình thành bất thường của xương Tế bào xương mới hình thành tương ứng với tế bào bị hủy, nhưng trong bệnh này sự hình thành tế bào mới bị mất kiểm

Bướu xương: phẫu thuật cắt bỏ bướu xương trên chỏm xương đùi thường thì khó vì vấn đề

là mỗi bướu có một đường biên riêng biệt Điều này có thể dẫn đến cắt bỏ một khoảng lớn xương và đòi hỏi phải cố định xương hoặc ghép xương và lam tăng độ phức tạp [3]

Nhìn chung, chỉ định thay khớp thường là những bệnh ảnh hưởng đến đầu và cổ xương đùi

mà không ảnh hưởng đến phần sụn của ổ cối, phần sụn còn nguyên vẹn và sử dụng được 1.2.2 Các bước thay khớp

Bước 1: Cắt bỏ phần xương và sụn khớp của xương đùi bị tổn thương Các bác sĩ sẽ cắt bỏ phần chỏm và cổ xương đùi đến gần nền cổ xương đùi

Hình 1.10: Cắt đầu xương đùi

Bước 2: Phần sụn khớp bị tổn thương của hõm khớp sẽ được làm sạch Hõm khớp sẽ được chuẩn bị để phù hợp với kích thước của hõm khớp nhân tạo được lựa chọn

Hình 1.11: Doa hõm khớp

Bước 3: Đặt chuôi khớp nhân tạo Chuôi khớp sẽ được đặt vào trong ống tuỷ và được cố định bằng xi măng

Hình 1.12: Đặt chuôi

Bước 4: Lắp chỏm khớp nhân tạo, kiểm tra chiều dài chi và sự vững của khớp

Hình 1.13: Lắp chỏm

Bước 5: Hoàn tất Đặt chỏm vào ổ chảo, kiểm tra lần cuối cùng sự vững của khớp

Hình 1.14: Lắp khớp nhân tạo hoàn tất

1.3 Lịch sử khớp háng nhân tạo

Carnochan (1840) là nhà phẫu thuật đầu tiên mà nghĩ rằng khớp háng có thể thay thế được, một khối gỗ đã được lắp giữa hai đầu khớp háng tại NewYork được thực hiện bởi Carnochan, kết quả không thể lường trước được gây đau đớn và đã thất bại.[3]

Một nhà phẫu thuật ở Boston, Massachusetts, bác sĩ Smith-Peterson giới thiệu về chén chỉnh hình Chén chỉnh hình chỉ dùng để thay thế một phần ổ cối và có hình dạng giống như bán cầu rỗng Thiết kế đầu tiên là làm bằng thủy tinh, và một hoạt dịch kích thích sự phục hồi của sụn được cho vào, mục đích của ông là sẽ tháo chén chỉnh hình này ra sau khi sụn được

dưới ứng suất của việc đi bộ và nó nhanh chống bị phá hủy Sau đó nó được làm bằng một

số nguyên liệu khác như xenlulo dẫn xuất (1925), Pyex (1933), nhựa thông (1939) và sau đó

là hợp kim Cr-Co với tên gọi là Vitallium Vitallium nổi bật là một vật liệu trơ và bền trong phẫu thuật Tuy nhiên, chất lượng bề mặt của vật liệu này thì không đạt yêu cầu, khả năng giảm đau không như mong đợi nên chỉ dùng giới hạn cho một vài bệnh nhân.[3]

Hình 1.15: Chén chỉnh hình

Năm 1946 anh em nhà Judet phát triển khớp nhân tạo ngắn thay thế cho chỏm xương đùi, nó

có hình dạng với đầu là 2/3 hình cầu và gắn liền với trục ngắn và lúc đầu được làm từ PMMA và sau đó làm bằng Vitallium.[3]

Hình 1.16: Chuôi Judet

1950 Austin-Moore giới thiệu khái niệm về thay thế chỏm xương đùi với một stem thẳng góc với trục xương đùi và được gắn chặt sít vào trong ống xương đùi Phần gần đầu của stem đã được khoét lỗ với hy vọng rằng xương sẽ mọc vào trong sẽ giúp ổn định cấy ghép

Và loại này được gọi là khớp háng nhân tạo bán phần, nó chỉ dùng thay thế khớp trong trường hợp sụn ổ cối còn nguyên vẹn Vài biến thể của loại này còn được sử dụng tới ngày nay nhưng thường dùng cố định bằng xi măng hơn là cố định bằng gắn chặt sít Thomson cũng có thiết kế tương tự nhưng với stem ngắn hơn năm 1954.[4]

a) b)

Hình1.17 : a) Khớp Moore b) Khớp Thomson

Những năm 1950 McKee-Farrar đưa ra khớp háng toàn phần dùng cho nhu cầu thay thế toàn bộ khớp với stem Thomson và chén thay thế cho ổ cối [4]

Hình 1.20: Sự lệch tâm của khớp Bipolar

Những năm 1970 Boutin giới thiệu về chỏm làm bằng gốm Bề mặt gốm cứng và chống mòn, điều quan trọng nhất là hạt mòn của gốm thì ít độc hơn hạt mòn của kim loại và UHMWPE

Việc cố định bằng xi măng và phương thức chặt sít (press fit) thì có nhiều lỗi nên những năm cuối 1970 Judet và các cộng sự và Lord và các cộng sự làn đầu tiên sử dụng bề mặt cố định trên stem được phủ hạt có kích thước vài mm Sau đó công nghệ được phát triển bằng thiêu kết hạt nhỏ hơn và phun plasma hay phủ lớp xơ xốp lên bề mặt stem Nhiều cải tiến về sau là cho khớp háng nhân tạo ngày một hoàn thiện thêm.[4]

Hình 1.21: Thành phần khớp háng nhân tạo toàn phần

CHƯƠNG II: VẬT LIỆU

tính khử mạnh, nó tác dụng nhanh với khí oxi tạo thành một lớp oxit titan có khả năng chống ăn mòn gần như bạch kim[4] Titan là kim loại có tính thù hình, ở nhiệt độ phòng titan nguyên chất ở dạng tinh thể sáu phương xếp chặt ( pha α) Nó sẽ thay đổi thành lập

không có từ tính Do đó, nó không cản trở khi chụp CT như hợp kim Co-Cr có từ tính Titan thì không độc thậm chí ở số lượng lớn Một milligram Titan cho vào theo đường ăn uống mỗi ngày, hầu hết bài tiết ra và không hấp thụ Trong việc cố định stem bằng cách cho xương mọc trên bề mặt thì hầu như toàn bộ bề mặt Titan mà có tiếp xúc với xương là mọc được[4]

ASTM công nhận 31 grade kim loại titan và hợp kim titan Grade 1 là kim loại nguyên chất

dùng trong thương mại lẫn ứng dụng y tế Grade 23 thì nhẹ và chống ăn mòn hơn trong nước biển so với grade 5 Grade 23 thì chứa đựng chính xác số lượng những hợp kim chính tương tự như grade 5 nhưng khác thành phần tạp chất, đặc biệt là oxi Khi so sánh độ bền riêng của hợp kim titan vượt xa hơn bất cứ vật liệu nào dùng làm implant Tuy nhiên, titan thì có độ bền cắt nhỏ làm cho nó ít thích hợp làm vít và kẹp xương và những ứng dụng tương tự Nó sẽ có khuynh hướng dính và xướt khi tiếp xúc trượt với chính nó hoặc với kim loại khác.[4]

Bảng 2.1: Thành phần hóa học của Titan và hợp kim của nó

Bảng 2.2: Cơ tính của titan và hợp kim của nó

Hình 2.2: Biểu đồ chu kì mỏi của hợp kim Ti6Al4Va

Hợp kim Ti6Al4Va được sử dụng rộng rãi trong chế tạo implants Hai nguyên tố hợp kim chính là nhôm (5,5 ÷ 6,5%) và Vadini (3,5 ÷ 4.5%) Hợp kim Ti6Al4Va có độ bền mỏi xấp

xỉ độ bền mỏi của hợp kim CoCr Hợp kim Titan có độ bền và đặc tính hóa học khác nhau bởi việc điều khiển thành phần và kĩ thuật qui trình nhiệt cơ Thêm vào một số hợp kim vào titan thì nhận được một phạm vi rộng các đặc tính: cho nhôm vào có khuynh hướng ổn định pha α và làm tăng nhiệt độ chuyển pha từ α sang β, cho Vanadi vào làm ổn định pha β và làm giảm nhiệt độ chuyển pha từ α sang β.[5]

Hợp kim pha α có cấu trúc 1 pha mà khả năng hàn rất tốt Khi cho nhôm vào làm tăng đặc

luyện được vì nó có cấu trúc 1 pha.[5]

Thêm vào nguyên tố Vanadi làm cho pha β bền hơn để giữ dưới nhiệt độ chuyển pha làm cho hợp kim có cấu trúc hai pha Pha β được tiết ra bởi nhiệt luyện dung dịch rắn và tiếp theo là tôi, sau đó là hóa già ở một nhiệt độ nào đó thấp hơn Chu kì hóa già làm tiết ra những phần tử mịn pha α từ pha β nửa bền, cấu trúc α này có thể cung cấp một trường biến dạng cục bộ có khả năng hấp thụ năng lượng biến dạng Vết nứt sẽ ngừng hoặc bị ngăn cản

ở những phần tử α nên độ cứng cao hơn dung dịch rắn.[5]

Hình 2.3: Cấu trúc tế vi của hợp kim titan a) Hợp kim ủ α b) hợp kim ủ Ti6Al4V α-β c) Hợp kim ủ β d) Ti6Al4V tôi ở 1650 0 C

Hình 2.4: Biểu đồ pha của hợp kim Ti-Al-V với 4% V

Hợp kim Ti6Al4V ELI có khả năng chống ăn mòn vượt trội trong nhiều môi trường khác nhau Ti6Al4V ELI thì chống ăn mòn cao trong các dung dịch ăn mòn như axit, nước biển, kiềm chính vì vậy mà hợp kim này có tính thích ứng sinh học tốt Dòng dung dịch lưu thông trong cơ thể cơ bản là dòng dung dịch có chứa muối clorua với PH từ 7.4 tới độ PH của axit

và những phức hợp hữu cơ mà hợp kim Ti6Al4V ELI không bị ăn mòn Vết nứt do ăn mòn ứng suất và ăn mòn khe thì có liên quan đến những ion nhóm halogen ở nhiệt độ được nâng cao vì vậy tránh dùng những dung dịch có chứa clo để làm nguội trong khi gia công hợp kim này

Titan, hợp kim titan bao gồm cả Ti6Al4V ELI đều bị giòn hidro Nó thì rất quan trọng để giảm lượng hidro trong quá trình, đặc biệ là xử lí nhiệt và tẩy rửa, khi gia công Ti6Al4V ELI thì lượng hidro cho phép là 120 ppm.[5]

Bảng 2.3: Sự ăn mòn của Ti6Al4V ELI trong các điều kiện

2.1.2 Thép không gỉ

Thép không gỉ thích hợp cho sử dụng trong phẫu thuật chỉnh hình bao gồm 300 bộ thép không gỉ Austenit và 400 bộ thép không gỉ ferit và mactenxit 630-635 bộ thép không gỉ hai pha Austenit và mactenxit biến cứng.[4]

Thép Austenit, những loại đặc biệt 316 và 316L được sử dụng rộng rãi trong chế tạo implant Những loại này không thể hóa bền bằng nhiệt luyện mà chỉ hóa bền bằng gia công nguội Thép không gỉ trong nhóm này thì không có từ tính và chống ăn mòn hơn các loại còn lại Thêm vào molipđen tăng cường chống ăn mòn rỗ trong nước biển.[5]

Nguyên tố Ni làm bền vững pha austenit và tăng cường khả năng chống ăn mòn Sự hình thành pha austenit bị ảnh hưởng bởi Ni và Cr được cho ra trong hình 2.5 [5]

Bảng 2.4: Thành phần hóa học của thép không gỉ 316L

(Mpa)

Độ giãn dài (%)

Độ cứng

Bảng 2.5: Cơ tính của thép không gỉ 316L

Hình 2.5: Ảnh hưởng của Ni và Cr lên pha Austenit trong thép không gỉ chứa 0.1% C

Thép không gỉ 316L có thể bị ăn mòn trong dưới ảnh hưởng của môi trường có ứng suất cao

và nghèo oxi Do đó, loại thép này chỉ phù hợp dùng cho những thiết bị implant tạm như nẹp và vít xương.[5]

 Ferit (400 bộ)

Những loại thép không gỉ này thì không đủ chống ăn mòn trong sử dụng là implant Tuy nhiên chúng có thể làm dụng cụ y tế nơi mà môi trường ăn mòn là tích trữ lâu dài trong phòng và trong nồi hấp thời gian ngắn.[4]

 Thép không gỉ biến cứng

Loại thép không gỉ này toàn bộ sử dụng cho dụng cụ y tế Một số hợp kim thông dụng như 17-4 PH (17%Cr và 4%Ni và PH là kí hiệu cho việc biến cứng) Khả năng biến cứng của kim loại sau khi gia công ở nhiệt độ thấp hơn nhiều so với nhiệt độ biến cứng của thép cacbon hoặc 400 bộ hợp kim mà được đánh giá là cần phải tôi và ram.[4]

2.1.3 Hợp kim Co-Cr

Có hai loại hợp kim Co-Cr cơ bản là hợp kim đúc CoCrMo và hợp kim rèn CoNiCrMo Hợp kim đúc CoCr được sử dụng trong nhiều thập kỉ nay và gần đây mới được làm cho khớp nhân tạo Hợp kim rèn CoNiCrMo mới được sử dụng gần đây để là stem cho phẩu thuật thay khớp chịu tải nặng như khớp háng và đầu gối Molipđen được thêm vào để tạo hạt mịn hơn để tăng độ bền sau khi đúc và rèn, Cr thì tăng cường khả năng chống mòn.[5]

Hợp kim rèn CoNiCrMo chứa khoảng 35% Co và Ni mỗi loại, hợp kim này chống ăn mòn cao trong nước biển dưới tác động của áp suất Gia công nguội có thể làm tăng độ bền của hợp kim này Tuy nhiên, khó mà gia công lạnh trên hợp kim này, đặc biệt là khi làm những chi tiết tương đối lớn như stem trong khớp háng nhân tạo Chỉ có rèn nóng mới chế tạo được những implant lớn với hợp kim này.[5]

Đặc tính mòn của hợp kim rèn CoNiCrMo thì giống với hợp kim đúc CoCrMo Tuy nhiên,

nó không được đề nghị dùng cho bề mặt chỏm trong khớp háng nhân tạo vì đặc tính ma sát với chính nó hoặc vật liệu đó Độ bền mỏi và độ bền kéo vượt trội của hợp kim rèn CoNiCrMo làm cho nó phù hợp trong những ứng dụng mà đòi hỏi tuổi thọ lâu dài mà không

có nứt hay ứng suất mỏi như trong khớp nhân tạo Cả hợp kim đúc và hợp kim rèn đều có

độ chống mòn vượt trội Các phần tử tự do thoát ra do mòn, ăn mòn và ma sát có thể làm suy yếu vùng tế bào và cả bộ phận Phần tử Co và Ni thì độc Mô đun đàn hồi của hợp kim CoCr không thay đổi.[5]

Nguyên tố

(F563) Nhỏ

nhất

Lớn nhất

Nhỏ nhất

Lớn nhất

Nhỏ nhất

Nhôm oxit thì có độ bền hóa học và chống ăn mòn cao Nó không tan trong nước, tan nhẹ trong axit và kiềm mạnh Do đó không có ion tự do của oxit nhôm tồn xuất hiện ở dung dịch sinh lí có độ pH là 7.4 [7]

Cả oxit nhôm tinh thể và đa tinh thể đều được sử dụng trong lâm sàng Độ cứng cao đi kèm với ma sát thấp và mòn ít và trơ trong môi trường cơ thể, chính những đặc tính này làm cho

nó là vật liệu sử dụng cho thay khớp

Khớp oxit nhôm với UHMWPE thì chống mòn tốt hơn 1.3 đến 34 lần so với khớp kim loại

và UHMWPE trong thí nghiệm, còn trong lâm sàng thì lớn gấp 3 đến 4 lần Không tìm thấy phân tử nhôm oxit nào trong khi phần tử UHMWPE được tìm thấy trong những tế bào xung quanh Tuy nhiên trong sự kết hợp oxit nhôm với oxit nhôm thì có những hạt có kích thước

từ 0.5-10µm và bị khống chế ở 1µm được tìm thấy trong các tế bào xung quanh Vết nứt trên chỏm ceramic trong sự kết hợp ceramic và UHMWPE coi như không có.[7]

Những đặc tính mong muốn của ceramic sinh học làm implant như: không độc, không gây ung thư, không gây dị ứng, không gây viêm khớp, có khả năng thích ứng sinh học

Hình 2.6: Gốm Al 2 O 3

với Rh tự sinh của xương khỉ và hoàn toàn không phản ứng với môi trường cơ thể trong suốt

khi kết hợp với UHMWPE

Gốm ZrO2 là vật liệu có tính thù hình vì chúng thực hiện một vài chuyển đổi pha từ nhiệt độ nóng chảy làm lạnh đến nhiệt độ phòng Nó biểu hiện 3 dạng thù hình là đơn nghiêng, tứ

3-5% khi làm nguội từ pha tứ giác xuống pha đơn nghiêng

Thể tích thay đổi bởi vì sự chuyển pha thì vượt quá giới hạn đàn hồi và nứt là nguyên nhân

định pha tứ giác và pha lập phương PSZ là sự pha trộn giữa hai pha lập phương và tứ giác hoặc đơn nghiêng, còn TZP là 100% pha tứ giác Cả hai loại này đều được dùng trong ứng

stem bằng kim loại.[6]

và độ bền gãy cao hơn so với loại gốm khác Độ bền cơ cao hơn nên có khả năng chế tạo chỏm nhỏ hơn 32mm hơn

và bức xạ Sự chuyển pha của loại gốm này xảy ra trong môi trường sinh học dưới lực động

bởi vì chuyển pha dưới lực động là một vấn đề mặc dù nó không ảnh hưởng nhiều đến độ

có giá trị, khảo sát thì được đòi hỏi nhiều hơn việc đánh giá các yếu tố mà làm giảm độ bền

Bảng 2.10: Khả năng thích ứng sinh học của ZrO 2

Vật liệu Ứng dụng

Al2O3

Chén và chỏm trong khớp háng Khớp gối

Vít xương Khung và vành răng giả Implant trong nha khoa

Chỏm trong khớp háng Implant trong nha khoa Khung và cọc chống trong nha khoa

Bảng 2.11: Ứng dụng của Al 2 O 3 và ZrO 2 trong y khoa

đơn phân tử rất dài UHMWPe có chuỗi polime rất dài và có khối lượng phân tử rất lớn khoảng 2 – 6 triệu Nó có hệ số ma sát thấp và độ chống mòn rất cao.[4]

Hình 2.8: Các sản phẩm y sinh của UHMWPE

Khuyết điểm là do lực VanderWaals yếu nên nó chịu nhiệt kém nhưng nó có độ hấp thụ nước kém và nó chống ăn mòn cao và không độc Kết quả là nó là nguyên liệu thích hợp cao trong vệc sử dụng làm đệm trong thay khớp mà cần yếu tố không ma sát mà không cần chịu nhiệt

 Đặc tính vật lí

khoảng 700MPa ở nhiệt độ cơ thể người khoảng 600MPa, tỉ trọng khoảng 0.93.[4]

 Khả năng thích ứng sinh học

UHMWPe thì trơ và không độc Mặc dù UHMWPe chống mòn cao, nó thì không mòn tự

do Tuy nhiên, khi trong kim loại chúng tạo thành phần có hại Nó bao gồm hủy cốt và u Vấn đề này là yếu tố giới hạn độ bền lâu trong thay khớp.[4]

Vật liệu làm chuôi khớp háng phải có khả năng chống đỡ trạng thái ứng suất phức tạp trong

cơ thể người mà không gây lỗi Xem xét các điều kiện chịu tải của chuôi khớp ( chịu nén và chịu uốn) Vật liệu composit sợi cacbon nền polime có độ bền nén thấp hơn độ bền kéo, ứng

xử nén của vật liệu này thì rất quan trọng trong thiết kế chuôi khớp Những kiểm tra mô phỏng khớp háng được thực hiện để tối ưu hóa vi cấu trúc của composit và vật liệu tiếp xúc Sợi cacbon mềm thì thích hợp hơn so với hạt cacbon cứng Vật liệu tiếp xúc là gốm thì tốt hơn so với vật liệu tiếp xúc là kim loại Khi thí nghiệm mô phỏng chạy trong 10 triệu chu kì, tốc độ mòn giảm phân nửa so với UHMWPE/kim loại và UHMWPE/gốm

Sợi cacbon nền PEEK là vật liệu hấp dẫn để làm chuôi khớp bởi vì nó có mô đun đàn hồi tương tự với xương xốp (≈ 18.6 MPa) khi so sánh với Ti6Al4V (100MPa) và thép không gỉ

630 (200MPa) Các kết quả thử nghiệm cho thấy rằng sự truyền ứng suất có thể được cải thiện bởi một chuôi khớp linh hoạt, chúng làm tăng vi chuyển động và cải thiện việc cố định khớp mà chuôi khớp làm bằng composit sợi cacbon nền PEEK có tính linh hoạt đó

b) Composit làm chén nhựa

Cả hai polyethylene mật độ cao (HDPE) và UHMWPE từ lâu đã được sử dụng là vật liệu làm chén nhựa trong khớp háng nhân tạo Tuy nhiên, gần đây có những lo ngại về phản ứng sinh học bất lợi do các hạt mòn của các polyme này Vật liệu composit HA-collagen đã được tạo bằng cách kết tủa calcium phosphate trên collagen trong quá khứ nhưng ít được quan tâm rằng độ bền cơ học của chúng phù hợp sử dụng làm vật liệu cấy

Vật liệu composit lai của HA-collagen-axit hyaluronic hoặc gelatin đã được phát triển vì bám dính cả phần cứng và phần mềm với độ bền kết dính cao làm cải thiện cơ tính và đặc tính sinh học Những thử nghiệm cho thấy vật liệu này có khả năng chịu mài mòn tương đương với những vật liệu được sử dụng hiện tại để làm chén nhựa Kiểm tra khả năng thích ứng sinh học cho thấy vật liệu này có tính tiêu máu thấp hơn phạm vi cho phép Vật liệu composit HA-collagen với 10% axit hyaluronic cung cấp độ bền cơ học phù hợp, ma sát và đặc tính mài mòn tốt và mức độ tan máu trong phạm vi cho phép và do đó vật liệu này được coi là vật liệu tiềm năng làm chén nhựa của các thế hệ tương lai

c) Composit làm chỏm nhỏ

phòng thí nghiệm cho thấy tiềm năng sử dụng làm chỏm trong khớp háng nhân tạo Nó có

độ mài mòn thấp hơn chỏm làm bằng oxit nhôm

Thành phần chất lỏng: chất lỏng trong suốt, bay hơi, và có một đặc tính penetrant smell Độ

N,N – Dimethyl-p-toluidine (DMT) có tác dụng như là chất xúc tác phản ứng polime hóa,

mà ban đầu trộn với bột Chất hydroquinone là một chất ức chế mà ngăn cản sự polime sớm của monome Thể tích của chất lỏng thường là 20ml

Thành phần rắn: những thành phần cơ bản của bột là

thay vì ta sử dụng hạt PMMA người ta sử dụng polime và copolime được sử dụng

BP có tác dụng như là chất mồi, sản xuất ra gốc tự do khi nó tác dụng với anime (DMT)

hầu hết hạt PMMA trong xi măng phạm vi từ 30 đến 150µm và hình dáng phù hợp trên qui trình sản xuất đã sử dụng