AN LISIS DE FALLA DE UN IMPLANTE DE CADERA

CONGRESO CONAMET/SAM 2004
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, [email protected].
(2)
Universidad de Buenos Aires, Facultad de Ingeniería, Laboratorio de Materiales y Estructuras, Las Heras 2214,
Buenos Aires, Argentina, [email protected].
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
baFigura 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
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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.
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.
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
Figura 4. Estriaciones típicas de fatiga.
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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.
C
Cr
Ni
Mo
0.02
17.6
10.31
2,612
F138-92
0.03
17-19
13.00-15.50
2-3
A276-92
0.03
16-18
10-14.
2-3
Muestra
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.
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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:
σy=815MPa, σuts=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 F138-76 [3]. Otra especificación existente
con el mismo objetivo es la ISO 5832-1 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 56 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
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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 F1 y otra transversal al mismo F2, 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].
Figura 11. Efecto del ángulo de placa y de la posición
del tornillo en el deslizamiento [8].
La fuerza F2 es la responsable de la flexión del implante
y una fuerza de fricción μF2. Cuando la fuerza axial F1
exceda la fuerza de fricción estática máxima μF2 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 F1 y F2, 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 F1. A partir de las
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.
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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 F2 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, 62-70.
[2] Metals Handbook, Vol 9: Fractography and Atlas of
Fractography, 8th Edition, ASM, 1974.
[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 5832-1, “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), 446-453.
[8] P. Regazzoni, T Ruedi, R. Winquist, M. Allgower,
“The Dynamic Hip Screw Implant System”,
Springer-Verlag, Berlin, 1985.
[9] R. Jacobs, O. McClain, H. Armstrong, Clin. Orthop.
and Related Research, 1980, Nº 146, pp. 62-70.