ANÁLISIS DE FALLA DE UN IMPLANTE DE CADERA

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1 ANÁLISIS DE FALLA DE UN IMPLANTE DE CADERA Hernán G. Svoboda (1,2), Horacio M. De Rosa (1) (1) Universidad de Buenos Aires, Facultad de Ingeniería, Dpto. Ing. Mecánica, Paseo Colón 850, Buenos Aires, Argentina, (2) Universidad de Buenos Aires, Facultad de Ingeniería, Laboratorio de Materiales y Estructuras, Las Heras 2214, Buenos Aires, Argentina, hsvobod@fi.uba.ar. RESUMEN Se estudió un tornillo de fijación del conjunto tornillo placa tubo tipo DHS fallado implantado para la fijación interna de una fractura de fémur. Dicho tornillo falló en servicio produciéndose su fractura aproximadamente en el tercio medio del vástago. El objetivo de este trabajo es caracterizar la falla del mencionado componente y establecer las causas probables de la falla del mismo a partir del análisis de los resultados obtenidos de los diversos ensayos realizados. Se determinó la composición química y se realizó la caracterización microestructural del material empleado en la construcción del tornillo. Se determinó la microdureza. Se realizó también un análisis fractográfico de la superficie de fractura con estereomicroscopía óptica y microscopía electrónica de barrido (SEM). El material empleado es un acero inoxidable austenítico deformado en frío del tipo AISI 316L. No se observaron defectos microestructurales en el material que puedan explicar la falla del componente. La fractura se ubicó en la sección coincidente con la fractura del fémur, observándose en esa zona una deformación plástica macroscópica por flexión. Se detectó que la falla se produjo por fatiga, originada por una sobrecarga del implante por encima de su tensión de trabajo, que ocasionó la disminución del número de ciclos a la falla. Esta sobrecarga estaría asociada con que el implante absorbía toda la solicitación sin soporte óseo, función para la que no está diseñado. Palabras Claves: Dynamic Hip Screw (DHS), acero inoxidable austenítico, fatiga, fractura de fémur 1. INTRODUCCIÓN El componente en estudio corresponde al tornillo de fijación del conjunto tornillo placa tubo Richards implantado como parte del tratamiento prescripto para una fractura de fémur. Dicho tornillo falló en servicio produciéndose su fractura aproximadamente en el tercio medio del vástago. El objetivo de este trabajo fue caracterizar la falla del mencionado componente y establecer las causas probables de la falla del mismo a partir del análisis de los resultados obtenidos de los diversos ensayos realizados. En la figura 1 se pueden ver placas radiográficas que muestran el conjunto implantado. En la figura 1a se observa el conjunto antes de fallar y en la figura 1b se observa el conjunto posteriormente a la falla aún implantado. Este implante quirúrgico de fijación interna, también denominado DHS (Dynamic Hip Screw), consiste en un tornillo que se fija en la cápsula del fémur, como se puede ver en la figura 1. A su vez, el otro extremo del componente desliza dentro de una placa tubo fijándose en la posición adecuada una vez reducida la fractura a través de un pequeño tornillo de compresión, ubicado en la parte trasera de dicho elemento, que comprime la fractura [1]. La placa tubo mencionada se fija al fémur a través de tornillos corticales. En este fueron 5 los tornillos utilizados para la fijación de la placa al vástago del fémur, como se ve en la mencionada figura. La placa tubo tiene un ángulo definido que puede variar entre 130º y 150º, siendo en este caso de 135º. 2. PROCEDIMIENTO EXPERIMENTAL a- b- Figura 1. Conjunto implantado: a- Implante en servicio, b- Implante fallado. Sobre el material recibido se realizó una inspección visual a fin de determinar características generales de la falla, tales como zona de inicio de la falla, tipo de fractura, deformaciones plásticas macroscópicas, dimensiones generales y tipo de solicitaciones. A fin de obtener información sobre las características de la falla se observaron las superficies de fractura con

2 estereomicroscopía y con microscopía electrónica de barrido (SEM). Se determinó la composición química del material y sobre un corte transversal y otro longitudinal se realizó la caracterización microestructural con microscopía óptica (LM) y se determinó la dureza Vickers (HV). A su vez, se compararon los resultados obtenidos con documentación de referencia que establece características geométricas, mecánicas y/o, microestructurales recomendadas para los materiales utilizados en este tipo de implantes. 3. RESULTADOS El tornillo fallado consiste en un vástago cilíndrico de 8 mm de diámetro y alrededor de 60 mm de longitud que termina en su extremo anterior en una cabeza de unos 30 mm de longitud, con rosca cónica. La zona del vástago presenta una guía de sección rectangular abierta cuya finalidad es impedir la rotación respeto del la placa tubo. La pieza posee un orificio central, coaxial, pasante. El diámetro de este orificio no es constante, siendo éste de 2,8 mm desde el extremo anterior del vástago hasta 31 mm del extremo posterior, donde aumenta a 3,7 mm. Además, el mismo se halla roscado en una longitud de alrededor de 21 mm a partir de este último extremo. En la figura 2 se puede ver el material recibido constituido por el tornillo fallado y un tornillo de fijación que se ubica en la parte posterior del componente fallado. solicitaciones y de la magnitud de las mismas excede el objetivo de este trabajo. Sin embargo, se ha reportado en estudios biomecánicos que las solicitaciones a las que está solicitado un implante rígido ubicado en esa zona del fémur serían: flexión medio-lateral, compresión axial y torsión axial. Debido a los grados de libertad que presente un implante como el estudiado, se tendrán esfuerzos de flexión y torsión. En el sentido axial se modificará la configuración de cargas debido a su característica deslizante. A su vez, se debe adicionar un esfuerzo de tracción sobre el implante debido a su fijación con el tornillo de compresión. Estos esfuerzos son intrínsecamente cíclicos y variables en el tiempo. La observación de la superficie de fractura se realizó sobre la parte más pequeña del componente fallado que se observa en la figura 2, debido a que se encontraba en mejor estado de conservación general. En la figura 3 se puede ver una imagen de dicha superficie de fractura. Figura 3. Superficie de fractura estudiada. Figura 2. Material recibido. Se pudo detectar la existencia de deformación plástica macroscópica en el tornillo producida por la flexión de la parte del tornillo en voladizo respecto de la parte guiada dentro del tubo. En esta zona deformada plásticamente fue donde se produjo la fractura del componente. A su vez, se pudo detectar que la sección fallada corresponde a la sección del primer filete de la rosca interior del tornillo, ubicada a aproximadamente 21 mm del extremo del vástago. El sistema de tensiones al que está solicitado este componente es complejo y está asociado a un sistema de tensiones combinado relacionado con los múltiples grados de libertad que debe proveer la articulación de cadera. El estudio detallado de este sistema de En la periferia de la sección fracturada no se observan labios de corte asociados a deformación plástica de la última sección remanente. La fractura se produjo sin deformación plástica macroscópica. En general, en toda la superficie de fractura se observa el crecimiento estable por fatiga del frente de fractura, puesto de manifiesto a través de las estriaciones típicas de este tipo de avance [2], como puede verse en las figura 4. Figura 4. Estriaciones típicas de fatiga.

3 No se observó que los concentradores de tensión, que constituyen las dos esquinas del fondo de la guía, hayan iniciado la fractura. A su vez, se observó el crecimiento de una fisura desde el fondo del filete de la rosca interior, como puede verse en la figura 5. Las características de esta fisura podrían asociarse a un proceso de fatiga torsional. calidad comercial de acero inoxidable del tipo AISI 316L. En la tabla I se pueden ver el contenido de C, Cr y Ni medidos en el material junto con los valores requeridos por dichas normas. Tabla I. Contenido de C, Cr y Ni del material estudiado y requerido por normas ASTM. Muestra C Cr Ni Mo ,612 F A Figura 5. Zona inferior de la superficie de fractura. Se observó un posible inicio de fisura sobre la superficie exterior del tornillo que crece hacia el interior como se puede ver en la figura 5. Sin embargo la superficie de fractura en esa zona se encuentra deteriorada por aplastamiento. La última sección resistente estaría en la zona opuesta a la guía mecanizada cercana al posible inicio, como puede verse en la figura 5. En la figura 6 se puede ver un detalle del último ligamento remante asociado a la fractura dúctil observada. Puede verse que dicho ligamento es pequeño. A su vez se detectaron frentes de fisura creciendo por fatiga desde ambos lados del ligamento remanente. La microestructura observada en las muestras analizadas (corte longitudinal L y corte transversal T) corresponde a una estructura monofásica, policristalina de solución sólida γ austenita), deformada en frío. Esta estructura es típica de los aceros inoxidables austeníticos deformados en frío. En la figura 7 se puede ver la microestructura mencionada del corte longitudinal, observándose los granos deformados en frío, pudiendo definirse a su vez la dirección de deformación. Figura 7. Microestructura del corte longitudinal. En la figura 8 se observa la microestructura en un corte transversal donde se ven los granos equiaxiales, deformados en frío. Figura 6. Detalle de la última sección resistente. En cuanto a la composición química del material se determinó el siguiente contenido de aleación: C=0,02%; Mn=1,224%; Si=0,461; P=0,01%; S=0,003%; Cr=17,6%; Ni=10,31%; Mo=2,612%. La norma ASTM F138 [3] especifica los aceros inoxidables para implantes, mientras que la ASTM A276 [4] especifica la Figura 8. Microestructura del corte transversal. Aumento 300x.

4 El tamaño de grano en general es homogéneo, habiéndose determinado un tamaño de grano ASTM 6. En cuanto al contenido inclusionario se observa un nivel aceptable en cuanto a tamaño y distribución. Por otro lado no se detectan defectos provenientes de la raíz del filete. La dureza HV1kg fue de 305HV sobre el corte longitudinal y 320 HV sobre el corte transversal. Estos valores obtenidos son consistentes con el tipo de material y con el estado microestructural en que se encuentra. A partir de este valor de dureza se pueden obtener valores como el límite de fluencia, resistencia a la tracción, deformación a rotura y reducción de área a la rotura obtenidos de información reportada para este mismo material [5]. Los valores equivalentes determinados a partir de la dureza (32HRc) son: σ y =815MPa, σ uts =990MPa, e=16%, A=69%. Estas propiedades están asociadas a un porcentaje de deformación plástica en frío de 48%. A su vez, el límite de fatiga en flexión rotativa (R=-1) para este material se reportó en 379 MPa para un 30% de deformación plástica en frío y 448 MPa para un 60% de deformación [5]. Existen diversos materiales que se utilizan para la fabricación de implantes siendo los mas usuales los aceros inoxidables, aleaciones de titanio o aleaciones de Cr-Co-V, entre otras [5]. En particular dentro de los aceros inoxidables austeníticos uno de los grados más ampliamente utilizado en la fabricación de implantes es el AISI 316L. En este sentido existe una norma que especifica las características químicas, metalúrgicas y mecánicas que deben cumplir las barras y alambres de acero inoxidable para implantes quirúrgicos cuya identificación es ANSI/ASTM F [3]. Otra especificación existente con el mismo objetivo es la ISO Comp D [6]. 4. ANÁLISIS Y DISCUSIÓN A partir de los resultados obtenidos de la caracterización química y microestructural se tiene que el material utilizado en la fabricación del implante en estudio es un acero inoxidable austenítico deformado en frío del tipo AISI 316L. Para este acero se tienen distintas calidades. La calidad comercial es la que se encuentra especificada por la norma ASTM A276, mientras que para aplicaciones quirúrgicas existe la norma ASTM F138, que define las características químicas, metalúrgicas y mecánicas que debe satisfacer el material. En este sentido, la composición química del material con el que fue construido el implante en estudio corresponde un acero inoxidable austenítico AISI 316L de calidad comercial, no cumpliendo con el nivel del Ni que requiere la norma ASTM F138. La microestructura está constituida por austenita (solución sólida γ) deformada en frío sin haberse observado defectos metalúrgicos. El nivel inclusionario determinado se halla dentro de los límites requeridos por ambas normas. La microestructura no presenta ferrita detectable a 100x, cumpliendo con lo requerido por la norma F138. El tamaño de grano medido corresponde a Nº ASTM 5-6 que se encuentra dentro de lo recomendado por la norma F138 (grano igual o menor que 5 según la norma ASTM E112). La dureza medida es consistente con la microestructura observada y se corresponden con uno de los grados previstos en dicha norma. Este grado está asociado con un nivel de deformación plástica bajo por lo que la dureza, resistencia estática y resistencia a la fatiga es de los menores previstos en la especificación para los materiales trabajados en frío. No se observan defectos microestructurales a los que se puede atribuir la falla del componente. Desde hace 20 años el uso de tornillos de cadera deslizantes en la fijación interna de fracturas de cadera ha crecido fuertemente, siendo este el DHS uno de los más utilizados. La posibilidad de deslizamiento del tornillo permite la compresión a través de la fractura. Este hecho lleva a que la zona pueda soportar cargas más tempranamente, redundando en internaciones de menor duración [7]. Dentro de las fallas de fijación de la fractura ósea se reporta en la literatura que el modo más usual está asociado con el desprendimiento del tornillo de la cabeza del fémur. Otro de los modos relevados es el que se debe a la flexión o fractura del tornillo. Finalmente el desprendimiento de la placa lateral del DHS fijada al vástago del fémur es otro de los modos de falla de la fijación observado [7]. A su vez, la calidad del hueso es un factor que influye en el modo de falla que tendrá lugar. En este caso estudiado la falla de fijación de la fractura ósea se produjo debido al segundo de los modos mencionados anteriormente. En la literatura se reporta que la flexión del implante se produce en la sección correspondiente a la línea de la fractura [7], lo que se observó también en este caso. Además se detectó la presencia de deformación plástica por flexión del vástago del tornillo, en la zona donde se produjo la rotura, coincidente con la línea de la fractura del fémur. Durante el período de recuperación de una fractura trocantérica el implante debe tomar una parte de la carga que es transmitida de la articulación de cadera al fémur [8]. La Asociación para el Estudio de Fijación Interna (ASIF) ha enfatizado la utilización del principio de banda de tracción para la fijación interna de fracturas [9]. Este principio utiliza el hecho de que el sitio de la fractura puede transmitir mejor las tensiones compresivas y el implante las tensiones de tracción. Las cargas cíclicas de compresión transmitidas a través de la fractura pueden ser una fuerza importante para la unión del hueso. Así, se diseña una estructura implante-fractura donde las fuerzas máximas son

5 transmitidas de hueso a hueso más que a través del implante. Además, este principio de diseño limita la amplitud de la flexión que puede llevar a la falla por fatiga del implante [9]. En este sentido se ha demostrado que el implante está sometido a menores tensiones de flexión al actuar como una banda de tracción lateral en fijaciones estables. En fijaciones inestables se obtiene el mismo efecto debido al deslizamiento permitido, disminuyendo el momento flector [9]. Para cumplir este estado de funcionamiento con carga parcial el implante DHS debe cumplir con los siguientes criterios [8]: - El conjunto tornillo-placa debe resistir cierto número de cargas repetidas de flexión sin fallar, de modo que se permita la unión de la fractura. - El vástago del tornillo debe ser capaz de deslizar dentro del tubo de la placa para permitir la compresión en el sitio de la fractura. Estudios previos realizados mostraron que las mayores fuerzas actuantes sobre la cadera se obtienen en la fase de la caminata en la que se apoya una sola pierna. Dichas fuerzas se encuentran en valores que oscilan entre 1,8 a 2,3 veces el peso del cuerpo. Además se asume que dichas se aplican a un ángulo de 70º respecto del plano horizontal [8]. Esta fuerza resultante R se puede descomponer en dos fuerzas, una axial sobre el eje del tornillo F 1 y otra transversal al mismo F 2, como se puede ver en el esquema de la figura 9. observaciones realizadas sobre el componente fallado, este se encontraba en una posición desplazada hacia fuera de la placa-tubo similar a la configuración B mencionada Figura 10. Fuerza axial (F1) vs. Fuerza de flexión (F2) para distintas posiciones del tornillo dentro del tubo, a: L=0, b: L=18mm y c: L=10mm [8]. En la figura 11 se grafica como influye el ángulo de la placa y la posición del tornillo dentro de la placa-tubo en la condiciones de deslizamiento. Figura 9. Fuerzas actuantes en la fractura de fémur reducida con un DHS [8]. La fuerza F 2 es la responsable de la flexión del implante y una fuerza de fricción μf 2. Cuando la fuerza axial F 1 exceda la fuerza de fricción estática máxima μf 2 se podrá iniciar el deslizamiento. Por otro lado, existe un efecto de la posición del tornillo dentro de la placa-tubo. En la figura 10 se puede ver como varía la relación entre las fuerzas F 1 y F 2, y por consiguiente el coeficiente de fricción μ para distintas posiciones del tornillo dentro de la placa-tubo. En la figura la posición A corresponde al tornillo desplazado hacia el interior de la placa-tubo, la posición B corresponde a la ubicación del tornillo desplazado hacia el exterior de la placa-tubo y la posición C corresponde a una posición intermedia entre A y B. Como puede verse en dicha figura la posición B es la que produce un mayor coeficiente de fricción, generando la mayor fuerza de fricción F 1. A partir de las Figura 11. Efecto del ángulo de placa y de la posición del tornillo en el deslizamiento [8]. En este sentido, se observa que para la placa empleada de 135º y la posición en que se ubicaba el tornillo dentro de la placa (B), podría haberse producido una condición de no-deslizamiento. En la zona deformada plásticamente por flexión se encuentra la sección que posteriormente se fracturó. Esta zona deformada coincide con el extremo de la placa-tubo, sección en la que el tornillo soporta el mayor momento flector. Adicionalmente, según lo mencionado anteriormente el tornillo podría encontrarse en una posición de no-deslizamiento, lo que empeora la vida a la fatiga del componente [8]. Como se mencionó anteriormente, este componente se encuentra solicitado a cargas variables en el tiempo. En este sentido, se observó sobre la superficie de fractura evidencias de un proceso de fractura por fatiga, como se ve en la figura 4.

6 La raíz del filete de una rosca constituye un concentrador de tensiones que magnifica localmente la solicitación remota. Sobre la superficie de fractura pudo identificarse un posible sitio de inicio de la falla por fatiga torsional a partir de la raíz de uno de los filetes de la rosca interior que posee el tornillo (figura 8). Cabe destacar que la sección fallada coincide con el primer filete de la rosca interna del tornillo, que es la sección más solicitada. En la figura 12 [8] se puede ver como varía la carga de flexión F 2 y el momento flector, en función del ángulo de la placa, para distintas condiciones de soporte óseo. No se detectaron defectos metalúrgicos en la micro y macroestructura del componente que puedan haber producido la falla. - La falla del componente se produjo por fatiga, habiéndose detectado probables sitios de inicio. La propagación del frente de fisura estable por fatiga se observó sobre gran parte de la superficie de fractura, encontrándose una última sección remanente pequeña, lo que indicaría que la carga fue baja. - El ángulo de la placa-tubo del implante estudiado es de 135º, por lo que las solicitaciones sobre el mismo son las más desfavorables para una dada condición de funcionamiento. Además habría funcionado sin soporte óseo. La concurrencia de ambas situaciones produjo que las solicitaciones superaran el límite de fatiga del sistema, reduciendo el número de ciclos a la rotura. - Además, de acuerdo a la posición del tornillo dentro de la placa-tubo podría haber funcionado en condición de no-deslizamiento, lo que junto a la presencia de un concentrador de tensiones en la sección de rotura influiría desfavorablemente en la vida a la fatiga del componente. 6. REFERENCIAS Figura 12. Carga de flexión vs. Ángulo de la placa y de las condiciones de funcionamiento [9]. Además se observa el límite de fatiga obtenido para implantes DHS bajo la condición de funcionamiento real. Se puede ver que la carga de flexión es fuertemente reducida para placas con mayor ángulo, especialmente para condiciones de fractura completamente inestables, sin soporte óseo. El implante estudiado tiene una placa de 135º, por lo que las solicitaciones sobre el mismo son las mayores para una dada condición de funcionamiento. A partir de lo observado en la figura 1b donde la fractura del mismo se encuentra abierta, el implante podría haber estado trabajando sin soporte óseo. La deformación por flexión del componente confirma este hecho. Esto produciría tensiones sobre el implante superiores al límite de fatiga del componente, como se observa en la figura 20, por lo que el número de ciclos a la falla disminuye pudiendo producirse la falla del implante por fatiga. La condición de no-deslizamiento contribuye a la disminución de la vida a la fatiga. 5. CONCLUSIONES - El material empleado en la construcción del implante corresponde a un acero inoxidable austenítico tipo AISI 316L, deformado en frío, de calidad comercial según la norma ASTM A276, empleado en este tipo de implantes. No se encuentra dentro de los requerimientos de la norma ASTM F138 que establece los requisitos para aceros inoxidables austeníticos para implantes quirúrgicos. - Las fases presentes, el tamaño de grano, el nivel inclusionario y la dureza del material son satisfactorios. [1] R. Jacobs, O. Mc Clain, H. Armstrong, Clin. Orthop. Rel. Res.,1980, 146, [2] Metals Handbook, Vol 9: Fractography and Atlas of Fractography, 8 th Edition, ASM, [3] ANSI/ASTM F138-92, Standard specification for stainless steel bar and wire for surgical implants (Special Quality), American Society for Testing Materials, 1992, West Conshohocken, PA. [4] ANSI/ASTM A276-92, Standard specification for stainless and heat-resisting steel bars and shapes, American Society for Testing Materials, 1992, West Conshohocken, PA. [5] J. Disegi, AO-ASIF Wrought 18% Chromium - 14% Nickel - 2,5% Molybdenum Stainless Steel Implant Materials, First Edition, Oct. 1998, AOTK. [6] ISO , Implants for Surgery-Metallic materials Part I: Wrought stainless steel, International Organization for Standarization, Geneva, Switzerland. [7] R. Haynes, R. Pöll, A. Miles, R. Weston, Med. Eng. Phys., 1997, 19(5), [8] P. Regazzoni, T Ruedi, R. Winquist, M. Allgower, The Dynamic Hip Screw Implant System, Springer-Verlag, Berlin, [9] R. Jacobs, O. McClain, H. Armstrong, Clin. Orthop. and Related Research, 1980, Nº 146, pp