tesis - Sección de Estudios de Posgrado e Investigación

TESIS DE DOCTORADO
INSTITUTO POLITÉCNICO NACIONAL
ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA
UNIDAD PROFESIONAL ADOLFO LÓPEZ MATEOS
(ZACATENCO)
SECCIÓN DE ESTUDIOS DE POSGRADO
E INVESTIGACIÓN
ESTUDIO DEL AFLOJAMIENTO DE PRÓTESIS PARA
CADERA CEMENTADA DEBIDO AL DESGASTE
T
E
PARA
OBTENER
DOCTOR
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EL
GRADO
DE
EN
CIENCIAS
E S P E C I A L I D A D
I N G E N I E R Í A
P
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E
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M E C Á N I C A
N
T
A
ING. CESAR VICTOR FERIA REYES
DIRECTOR: DR. GUILLERMO URRIOLAGOITIA
CALDERON.
MÉXICO D. F.
2005.
i
TESIS DE DOCTORADO
CGPI-14
INSTITUTO POLITECNICO NACIONAL
COORDINACION GENERAL DE POSGRADO E INVESTIGACION
ACTA DE REVISION DE TESIS
En la Ciudad de
México, D. F.
siendo las 10:00 horas del día 13
del mes de
Febrero
del 2004 se reunieron los miembros de la Comisión Revisora de Tesis designada
Por el Colegio de Profesores de Estudios de Posgrado e Investigación de
la
E. S. I. M. E.
para examinar la tesis de grado titulada:
"ESTUDIO DEL AFLOJAMIENTO ASEPTICO DE PROTESIS DE CADERA
DEBIDO AL DESGASTE"
ii
TESIS DE DOCTORADO
RESUMEN
El restablecimiento de la incapacidad de movimiento de una extremidad inferior, se
presenta como un reto dadas las opciones que se tienen para sustituir una parte
dañada de la estructura ósea por un implante. Las técnicas de reconstrucción se han
venido llevando a cabo desde tiempo atrás y, en la actualidad aún existe cierta
incertidumbre en cuanto al desempeño de los distintos implantes, por lo que cada
vez es más intensa la investigación alrededor del mundo en este sentido. En nuestro
país, la biomecánica como tal, ha generado un gran interés principalmente en las
universidades lo que ha permitido el desarrollo de esta disciplina.
La cadera es una de las extremidades que más afecta a las pacientes mexicanas en
edad adulta, ya que se presentan enfermedades propias de la edad como lo es la
descalcificación ósea, lo que vuelve al sistema esquelético frágil y susceptible a
lesiones que imposibilitan al paciente realizar sus actividades básicas. Bajo este
contexto, se lleva a cabo la presente investigación relacionada a conocer el
comportamiento del sistema cadera-prótesis femoral del tipo cementada. Los
resultados permitirán establecer niveles de concentración de esfuerzos que afectan
el desempeño óptimo del implante, que a su vez sirva como información técnica al
departamento de cirugía articular del Centro Nacional de Rehabilitación (CNR), para
el establecimientos de criterios propios con conocimientos basados en estudios
confiables que permitan obtener el mayor rendimiento de los componentes del
implante.
Para abordar el caso, se desarrolla un modelo de elementos finitos de una pelvis
humana, para lo cual se tuvo la colaboración de una voluntaria, aparentemente sana
y previamente seleccionada, de alrededor de 1.60 m. de estatura, 60 kg. de peso y
de alrededor de 60 años de edad que, en opinión de los médicos, cumplía con las
características morfológicas de la paciente típica mexicana. Cabe hacer mención de
que es recomendable que, posterior a una colocación de un implante, el hueso reciba
el mismo estímulo mecánico que recibe en estado normal. La geometría se establece
iii
TESIS DE DOCTORADO
a partir de cortes tomográficos de la zona de estudio, se obtuvieron 92 cortes
tomados a una distancia de 3 mm. aproximadamente. Los cortes se digitalizaron y se
obtuvieron puntos que definen la geometría del modelo en tres dimensiones.
Posterior a una revisión bibliográfica de la literatura especializada, se establecieron
los parámetros que debe cumplir el modelo de elementos finitos, que abarca la
definición de la geometría, las propiedades de los materiales a emplear, así como las
condiciones de carga y de frontera del mismo.
Para el procesamiento de los datos mencionados anteriormente, se utiliza el paquete
Ansys versión 6.1 sobre una computadora del tipo Pentium 4 con un procesador a
2.4 Ghz de velocidad.
De los puntos obtenidos en la digitalización, se generan líneas que a su vez generan
el contorno de un corte determinado, las líneas son convertidas en áreas y éstas en
volúmenes conformando de esta manera una superficie sólida.
Con los modelos numéricos resueltos se obtuvieron los patrones de esfuerzos
resultantes de acuerdo a la teoría de falla de von Mises. Los análisis mostraron
distintos niveles de esfuerzos, lo que en términos ingenieriles representan las cargas
que soporta el implante en condiciones normales de la fase de la marcha. Por lo que
la conclusión a la que se llega después de analizar lo resultados arrojados es que se
debe evitar las condiciones extremas de solicitación de carga del implante y se debe
hacer énfasis en mantener el peso del paciente evitando así la sobrecarga del
mismo, de la misma forma evitar cargar objetos de gran peso que ponga en riesgo el
desempeño de la prótesis.
Se debe tener presente que una cirugía de cadera, en la cual se sustituye una parte
de hueso con un implante, involucra un cambio en los hábitos del paciente y que en
la medida de lo posible, se debe de tener cuidado de no sobrecargar la extremidad
afectada.
iv
TESIS DE DOCTORADO
Los resultados sugieren la necesidad de desarrollar estrategias para concienciar al
paciente de que sus hábitos deberán tener nuevas formas de llevarlas a cabo y que
el implante que se encuentra dentro de su organismo requiere de ciertos cuidados
para evitar un recambio del mismo y que a su vez afecte la estructura ósea de la
región afectada.
v
TESIS DE DOCTORADO
JUSTIFICACIÓN
El envejecimiento de la población representa un triunfo para la humanidad pero
también un enorme desafío, una vida larga reclama oportunidades de autonomía,
productividad, no discriminación y protección. En el mundo, cada año un millón de
personas atraviesan la frontera de la tercera edad, por lo que en las primeras
décadas de éste siglo una de cada cinco persona tendrá mas de 60 años. De
acuerdo a información del Programa Nacional de Población, nuestro país se
encuentra en la antesala del envejecimiento poblacional ya que actualmente se
suman unas 180 mil personas al año a esta etapa de la vida por lo que; las
soluciones más eficaces deberán darse en el ámbito de la salud.
De lo mencionado anteriormente se desprende el presente trabajo, al analizar lo que
ocurre en la interfase copa acetabular-componente femoral. En un ser humano, una
incapacidad de movimiento ocasionado por una lesión o fractura de sus miembros
inferiores, presenta efectos devastadores tanto para el individuo como para su familia
al depender completamente para realizar sus actividades básicas, aunado a esto, las
necesidades económicas y sociales implicadas, hacen que se busque de manera
urgente soluciones que restablezcan la capacidad motora del individuo. Una
alternativa a esta problemática es una artrhoplastía de cadera o cirugía, consiste en
sustituir un miembro artificial con la finalidad de restablecer la articulación dañada.
Bajo este contexto se encuentra el presente trabajo de investigación, el cual
contempla el empleo de técnicas numéricas para el estudio del aflojamiento aséptico
ocasionado por el efecto “DEBRIS” en prótesis de cadera. Se contempla para el
análisis numérico el empleo del método del elemento finito, empleando el paquete
Ansys6.1.
El efecto “DEBRIS” es también conocido como desgaste de las copas acetabulares
del sistema prótesis-cadera; de manera general, se piensa que este tipo de desgaste
es el principio que ocasiona el aflojamiento de las prótesis de cadera, y con el fin de
vi
TESIS DE DOCTORADO
evaluar ésta interfase, se pretende realizar el análisis de una cabeza femoral y un
acetábulo previamente seleccionados. El modelado de ambos elementos se realizará
de forma tridimensional y se contempla la validación de los resultados obtenidos con
técnicas de análisis experimental de esfuerzos. Para ello se pretende establecer
bases técnicas para la selección de la copa acetabular y una cabeza femoral que
represente el promedio que se emplea en pacientes de nuestro país. De la misma
manera, permitirá conocer el desempeño de la interfase sin que ocasione problemas
de algún tipo para el paciente.
Se hace indispensable destacar que estudios de esta naturaleza no existen en
México, algunas razones pueden ser las económicas y tecnológicas, ya que estos
componentes no son fabricados en nuestro país, debido a la tecnología involucrada
en los procesos de fabricación. Probablemente si se diseñaran y fabricaran en el país
el costo de los mismos se reducirían de manera considerable, aunado a lo anterior,
los estudios orientados al conocimiento del comportamiento de un componente en el
mejor de los casos son escasos o nulos, debido a las características típicas del
paciente mexicano.
Derivado de lo anteriormente expuesto y con la colaboración del área de cirugía
articular del Centro Nacional de Ortopedia se planteo el estudiar el desgaste en
copas acetabulares, con la finalidad de encontrar nuevos y mejores métodos que
permitan conocer la vida útil del mencionado componente y al mismo tiempo permitir
al ser humano (paciente) contar con una mejor calidad de vida.
Para finalizar, es necesario mencionar que este estudio está orientado a pacientes
de edad avanzada y se realiza con el soporte médico del CNR.
vii
TESIS DE DOCTORADO
OBJETIVO
Es el estudio del desgaste en las copas acetabulares con cubiertas de polietileno
mediante técnicas de análisis de esfuerzos empleando el Método del Elemento
FInito. Para ello se formula la siguiente hipótesis: una menor taza de desgaste da
como resultado una menor taza de aflojamiento.
Para lo cual se contempla a pacientes típicos del Servicio de Cirugía Articular del
Centro Nacional de Rehabilitación (CNR), mujeres mayores de 50 años, obesas 50,
60 kg, bajitas (alrededor de 1.50 m de estatura). El estudio está enfocado
principalmente a prótesis cementadas que se emplean en este centro, y se espera
obtener resultados satisfactorios que permitan una mayor vida útil, así como
establecer metodologías de análisis numéricos.
También, los resultados del presente trabajo contribuirán al desarrollo de
metodologías que permitan una mayor longevidad del implante. De la misma manera,
el contar con estudios propios permite sentar las bases de futuros análisis que son
de importancia para nuestro país y en particular para el área del sector salud
(ortopedia).
viii
TESIS DE DOCTORADO
ÍNDICE
Página
RESUMEN
JUSTIFICACIÓN
OBJETIVO
INDICE
ÍNDICE DE FIGURAS
ÍNDICE DE TABLAS
GLOSARIO
INTRODUCCIÓN
CAPITULO 1
1.1
1.2
1.3
1.4
1.5
1.6
1.7
1.8
1.9
1.10
1.11
1.12
1.13
2.1
2.2
2.2. 1
2.3
2.3. 1
2.3. 2
2.4
2.5
2.6
2.7
2.8
2.9
2.10
LA BIOMECÁNICA Y SU APLICACIÓN A LAS PRÓTESIS E
IMPLANTES
La bioingeniería
La biomecánica
Antecedentes históricos de la biomecánica.
Objetivo de la artroplastía de cadera
Antecedentes históricos de la artroplastía de cadera
Los reemplazos articulares de cadera.
Indicaciones y contraindicaciones de la artroplastía de cadera
Materiales empleados en las artroplastías de cadera
Las prótesis fabricadas a la medida
La estabilidad y su importancia en la artroplastía de cadera
La calidad y cantidad de contacto como factores de estabilidad
Planteamiento del problema
Referencias
CAPITULO 2
III
VI
VIII
IX
XIII
XVII
XVIII
1
11
11
14
16
16
19
20
22
23
25
26
27
29
BIOMECÁNICA DEL HUESO
La función del esqueleto
Estructura del tejido óseo
Clasificación de los huesos
Formación del tejido óseo
Estructura microscópica del tejido óseo
Células del tejido óseo
Modelación y remodelación ósea
Remodelación fisiológica
Modelación y remodelación adaptativa
Modelación y remodelación asociada con los implantes
Propiedades mecánicas y biomecánicas del hueso
Anatomía de la cadera
Anatomía de la pelvis
33
35
36
37
40
41
42
43
43
44
47
48
ix
TESIS DE DOCTORADO
2.11
2.12
2.13
2.13. 1
2.13. 2
2.13. 3
2.13. 4
2.14
2.15
2.16
2.17
2.18
2.18. 1
2.18. 2
2.18. 3
2.19
2.20
2.21
2.22
2.23
2.24
Anatomía del fémur
Fisiología articular de la cadera
Movimientos de flexión de la cadera
Movimientos de extensión de la cadera
Movimientos de abducción de la cadera
Movimientos de aducción de la cadera
Movimientos de rotación longitudinal de la cadera
Estabilidad de la cadera
La cadera y sus músculos principales
Los tumores del tejido óseo
El sistema inmunitario
Inmunología
La defensa inmunitaria
Células de defensa del sistema inmunitario
Células asesinas naturales
Defensa inmunitaria humoral
Anticuerpos y linfocitos B
Defensa humoral inespecífica
Los inmunocomplejos
Sumario
Referencias
CAPITULO 3
3.1
3.2
3.3
3.4
3.5
3.6
3.6. 1
3.6. 2
3.7
3.8
3.8. 1
3.8. 2
3.8. 3
3.8. 4
3.8. 5
3.9
3.10
3.11
3.12
50
52
52
53
54
54
55
55
56
57
61
64
64
65
67
68
68
69
71
72
73
MATERIALES EMPLEADOS EN LA FABRICACIÓN DE
PRÓTESIS E IMPLANTES
Materiales que se emplean para la fabricación de las prótesis
Internas
Estabilidad de los implantes
Biocompatibilidad de los metales
Biocompatibilidad de las cerámicas
Polímeros
Conceptos para el diseño y el empleo de los biomateriales
Superficies de deslizamiento
Selección de los materiales para los reemplazos articulares
Consideraciones para el diseño
Consideraciones para el empleo de biomateriales
Efectos metabólicos
Efectos bacteriológicos
Efectos inmunológicos
Efectos neoplásicos
Corrosión y biodegradación
Fricción y desgaste
Respuesta del tejido a los materiales
Sumario
Referencias
76
76
77
79
79
79
80
82
84
85
87
87
87
88
88
91
93
95
96
x
TESIS DE DOCTORADO
CAPITULO 4
4.1
4.2
4.3
4.4
4.5
4.6
4.7
4.8
El método del elemento finito aplicado a la biomecánica
Análisis de esfuerzos de estructuras óseas por el método del
elemento finito
Estudios de fracturas por Método del Elemento Finito
Evolución del modelado de estructuras óseas por medio del
método del elemento finito
Condiciones de carga considerados en los modelos de
elementos finitos
Parámetros empleados para el desarrollo de los modelos de
elementos finitos
Sumario
Referencias
CAPITULO 5
5.1
5.2
5.3
5.4
5.5
5.5.1
5.5.2
5.5.3
5.5.4
5.5.4.1
5.5.4.2
5.5.4.3
5.6
5.7
5.8
99
100
104
105
111
113
116
117
LOS ANÁLISIS EXPERIMENTALES DE ESFUERZOS Y LA
BIOMECÁNICA
Objetivo de los análisis experimentales de esfuerzos
Análisis experimental de esfuerzos
Métodos numéricos para el análisis de esfuerzos
Selección del método de análisis
Mediciones de deformación
Fotoelasticidad de transmisión
Lacas frágiles
Galgas extensométricas
Fotoelasticidad reflectiva
Fundamentos de la luz polarizada
Selección de cubiertas fotoelásticas
Calibración de las cubiertas fotoelásticas
Telemetría
Sumario
Referencias
CAPITULO 6
6.1
6.2
6.3
6.4
6.5
6.6
6.7
APLICACIÓN DEL MÉTODO DEL ELEMENTO FINITO AL
ANÁLISIS DE ESTRUCTURAS ÓSEAS
123
124
124
125
127
128
129
129
130
131
137
140
142
147
151
CONSTRUCCIÓN DEL MODELO DE ELEMENTOS FINITOS
DEL CASO DE ESTUDIO
Construcción del modelo
Consideraciones para el modelo de estudio
Selección de las cargas a considerar
Desarrollo preliminar del modelo
Solución del modelo
Análisis de resultados del caso preliminar
Sumario
154
156
157
159
161
162
152
xi
TESIS DE DOCTORADO
6.8
Referencias
CAPITULO 7
7.1
7.2
7.3
7.4
8.1
ANÁLISIS DE LOS DISTINTOS CASOS DE ESTUDIO
EMPLEANDO EL MÉTODO DEL ELEMENTO FINITO
Desarrollo del primer modelo de estudio
Desarrollo del segundo modelo de estudio
Análisis de Resultados
Referencias
CAPITULO 8
163
165
168
176
176
PLANTEAMIENTO DE LA VALIDACIÓN EXPERIMENTAL
Validación experimental del trabajo
178
xii
TESIS DE DOCTORADO
ÍNDICE DE FIGURAS
FIGURA
1.1
2.1
TÍTULO
PÁGINA
Muestra las dos partes del reemplazo de un componente
femoral y su forma de fijación [25].
Muestra un corte de hueso en el que se
aprecia el hueso
compacto y el esponjoso [1].
18
34
Corte por desgaste de un fémur humano, que muestra un
2.2
sistema haversiano típico, lagunas y canalículos. (Según
Fawcet, D. W. En Greep, R. O; ed: Filadelfia, Blakiston Co.,
37
1953) [1].
Muestra un sector del tallo de un hueso largo, presenta la
disposición de las laminillas de los sistemas haversianos, de
2.3
las laminillas intersticiales y de las láminas circunferenciales
externa
e
interna.
(Según
A.
Benningghoff,
Urban
38
&
Schwarzenberg, 1949.) [1]
2.4
Organización estructural del hueso [8].
45
2.5
Corte frontal de la articulación de la cadera.
48
2.6
Anatomía de la pelvis y sus elementos principales.
49
Muestra la pelvis en una vista lateral en la cual puede
2.7
apreciarse la fosa que aloja a la cabeza del fémur, por debajo
de ésta se aprecia el isquion, que es el hueso más fuerte y el
49
más inferior de la pelvis.
2.8
Vista frontal del fémur.
50
2.9
Extremidad superior del fémur, cara posterior [2].
51
a) Anteversión del fémur observada desde los cóndilos (vista
inferior)
2.10
b) Anteversión del fémur observada desde la cabeza femoral
52
(vista superior) (Eftekar NS: Total hip artrhoplasty. Edit. Mosby,
1993 [19].
xiii
TESIS DE DOCTORADO
Movimientos básicos de la articulación de la cadera y su
2.11
designación (Adrian y Cooper: Biomechanics of human
53
movement, Ed. WCB Brown & Benchmark, 1995, [21].
2.12
2.13
Músculos sujetadores y abductores de la cadera [20].
56
Músculos abductores de la cadera [20]. (Kapanji IA: Cuadernos
de Fisiología articular. Tomo 2. Ed. Toray Masson, 1977)
57
El paradigma del aflojamiento protésico. A: Diagrama que
muestra algunos de los factores que contribuyen
3.1
a
la
inestabilidad protésica y la resorción ósea en el sitio de la
91
colocación quirúrgica del implante. B: diagrama que muestra
el proceso que lleva al afloja- miento y el dolor [7].
3.2
4.1
4.2
4.3
4.4
4.5
4.6
4.7
4.8
5.1
Proceso de adhesión de las células óseas a una cubierta de
hidroxiapatita [7].
Modelo de elementos finitos de un fémur humano (Brekelmans
y cols. 1972) [1].
Modelo tridimensional de un fémur humano (Rohlman y cols.
1982) [13].
Sección de un elemento que forma el modelo de la diáfisis
[13].
Corte tomográfico de una tibia que representa la densidad ósea
[41].
Modelo de elementos finitos de la parte superior de un fémur
obtenido por tomografía computarizada [13].
Modelo tridimensional de elementos finitos en que se muestran
las consideraciones de carga [45].
Sistema de fuerzas aplicadas al modelo femoral de elementos
finitos [49].
Modelo de un fémur de elementos finitos de un sistema
implante-hueso. (Taylor y cols., 1996) [49].
Herramientas de análisis disponibles para la investigación en
biomecánica aplicada a la ortopedia.
95
106
108
109
110
111
112
112
113
126
xiv
TESIS DE DOCTORADO
5.2
Polarización de la luz [ 7]
132
5.3
Polariscopio plano [7]
134
5.4
Polariscopio circular [7]
135
5.5
Representación esquemática de un polariscopio de reflexión.
137
5.6
Calibrador basado en una viga en voladizo
141
5.7
5.8
Implante instrumentado para medir fuerzas en una oveja in
vivo. (Bergmann y cols., J. Biomech 21:169-176, 1988 [15] )
Prótesis de hombro con instrumentación de telemetría
(Kummer y cols. Clin Orthop 330:31-34, 1996 [16] )
144
145
Protesis no convencional para cadera instrumentada con
5.9
circuitos telemétricos (Taylor y cols. J Biomech, 30(3):225-234,
146
1997) [17]
6.1
Muestra la región del caso de estudio (cortesía del CNR).
154
6.2
Muestra la sección de un corte del área de estudio.
155
6.3
Muestra un corte basado en Keyponts y líneas
155
6.4
6.5
6.6
6.7
6.8
7.1
Muestra
el elemento SOLID92 - 3-D 10-Nodos Sólido
Estructural Tetraédrico
Desarrollo del modelo de alambre de la pelvis de un ser
humano.
Muestra el volumen del modelo de la pelvis del caso de
estudio.
Muestra un componente femoral y su zona de inserción.
Muestra la malla de elementos finitos de la pelvis del caso de
estudio, se presentan dos vistas diferentes del modelo.
A, B
Muestra el modelo con orientación del componente
femoral 45º y a 60º respectivamente.
156
156
157
160
161
166
7.2
Muestra la geometría y la malla del primer caso de estudio
167
7.3
Muestra los esfuerzos de von Mises del primer caso de estudio
168
7.4
Muestra los resultados de von Misses del segundo caso de
estudio
169
xv
TESIS DE DOCTORADO
7.5
Muestra la geometría de la copa acetabular seleccionada
171
7.6
Muestra la malla de elementos finitos de la copa acetabular.
172
7.7
Muestra los esfuerzos de von mises del componente acetabular
172
7.8
Muestra otra vista de los esfuerzos de von mises.
173
7.9
Muestra la malla del componente femoral y su acetábulo
174
7.10
7.11
8.1
8.2
Muestra los esfuerzos de von mises a largo del componente
femoral.
A, B Muestra la distribución de los esfuerzos en la interfase
acetábulo- componente femoral
A, B Muestra la maquina universal y el banco de pruebas que
forman un par cinemático.
y B Muestra las probetas hechas a base de acero y polietileno
174
175
179
180
xvi
TESIS DE DOCTORADO
ÍNDICE DE TABLAS
TABLA
TÍTULO
Potencial
3.1
característico
(pc)
de
PÁGINA
diversos
metales
y
aleaciones (Clarke y Hickman, J Bone Joint Surg, 35B,
(6):467-473,1953 [3])
78
Dureza de los materiales empleados en articulaciones con
3.2
polietileno de ultra alto peso molecular (Friedman y cols. J
81
Bone Joint Surg, vol. 75A, (7):1086-1109, 1993 [4] )
Ángulo de contacto del agua destilada en superficies pulidas
3.3
en materiales para prótesis articulares (Friedman y cols. J
81
Bone Joint Surg, vol. 75A, (7):1086-1109, 1993 [4] )
Biomateriales más comunes (Las designaciones de las
3.4
normas de la American Standard for Testing of Materials,
ASTM, están dadas entre paréntesis
(Friedman y cols. J
86
Bone Joint Surg, vol. 75A, (7):1086-1109, 1993 [4] )
Potenciales electroquímicos para las aleaciones metálicas
3.5
empleadas en los implantes (Galante y cols. J Orthop Res,
89
vol. 9, (5):760-775, 1991 [7] )
4.1
4.2
6.1
Propiedades mecánicas consideradas en la literatura abierta
Propiedades de los materiales empleados por distintos
autores.
Características a considerar en el modelo del caso de
estudio
92
93
159
xvii
TESIS DE DOCTORADO
GLOSARIO
TÉRMINO
Abducción
Absorción
Acetábulo
DEFINICÍON
Alejamiento de la línea media.
Captación de líquidos u otras sustancias por piel, superficies
mucosas o vasos.
Cavidad grande en forma de copa en la cual se articula la cabeza
del fémur.
Aducción
Acercamiento hacía el centro o a la línea media.
Agonistas
Músculos que originan o provocan movimiento.
Estudio de las estructuras de los cuerpos animados y de las
Anatomía
relaciones de los diferentes órganos, por medio de la disección (del
griego ana, a través, y temno, yo secciono).
Anastomosis
Conexión quirúrgica entre vasos (arterias o venas) o entre partes
de un tubo.
Anfiartrosis
Articulación de poco movimiento.
Anterior
Situado por delante o en una parte delantera.
Antagonistas
Antropometría
Músculos que generan un momento que se opone a la acción de
los agonistas.
Ciencia y técnica que se encarga de realizar mediciones al cuerpo
humano.
Expansión tendinosa parecida a un listón, aplanada. Sirve para
Aponeurosis
recubrir al cuerpo debajo de la pie! y reviste los músculos y otros
órganos.
Articulación
Sitio de unión entre dos o más huesos del esqueleto.
Artroplastía
Acción de llevar a cabo una cirugía de cadera.
Artrosis
Articulación.
Biocompatibilidad
Biomecánica
Convivencia pacífica entre un material externo y un sistema vivo,
sin ninguna reacción alergica
Síntesis entre la biología y la mecánica donde los principios de la
xviii
TESIS DE DOCTORADO
mecánica se aplican a sistemas biológicos.
Bipennado
Músculos cuyas fibras están dispuestas a cada lado de un tendón,
al igual que una pluma de ave.
Cavidad en forma de saco llena de líquido viscoso, situada en un
Bolsa, Bursa
lugar de los tejidos desde el cual, de otro modo se desarrollaría
fricción.
Cadera
Región lateral de la pelvis del latín cathedra, silla
Tejido animal elástico, flexible, blanco o grisáceo, adherido a las
superficies articulares óseas. Es una variedad de tejido conjuntivo,
Cartílago
compuesto de células dispuestas en grupos y contenidas en
cavidades (cápsulas cartilaginosas) en una sustancia intercelular
homogénea.
Capacidad para realizar los movimientos que permiten cubrir las
Calidad de vida
necesidades básicas de la vida tales como: caminar, comer,
vestirse, etc.
Centro de
Punto imaginario, en que se puede considerar que está
gravedad
concentrado el peso del cuerpo.
Colágeno
Sustancia proteica en forma de fibras que funciona como cemento
en la estructura ósea.
consolidación
Reparación fisiológica de una fractura.
Diáfasis
Parte intermedia de los huesos largos de forma tabular.
Dismetría
Desigualdad en la longitud de los miembros
Distal
Lejano, alejado de cualquier punto de referencia(normalmente de la
cabeza).
Extremo de un hueso largo unido al cuerpo o diáfasis de mismo.
Epífisis
Durante la infancia se encuentra separados pero más tarde forman
una sola estructura.
Fascia
Fisiología
Fisioterapía
Capa o tejido conectivo que cubre a los músculos.
Estudio del funcionamiento de los órganos y de los tejidos de los
seres vivos (del griego physis, naturaleza y logos, estudio).
Método terapéutico basado sobre el empleo científico de los
xix
TESIS DE DOCTORADO
agentes
físicos
naturales:
aire,
agua,
reposo,
movimiento,
gimnasia, altitud, climas, calor y luz (del griego physis, naturaleza, y
therapeyo, yocuido).
Fluido sinovial
Glúteo
In vitro
In vitro
Fluido lubricante secretado por la membrana sinovial de una
articulación.
Que pertenece a las nalgas.
Que se observa dentro de un tubo de ensayo, experimento que se
hace fuera del organismo viviente.
Que se observa dentro de un tubo de ensayo, experimento que se
hace fuera del organismo viviente.
In vivo
Dentro del organismo viviente.
Inserción
Lugar en que se fija un músculo a un hueso que se mueve.
Intertrocantéreo
Localizada entre los trocánteres mayor y menor.
Ligamiento
Lesión
Locomoción
Marcha
Medial
Metástasis
Metáfísis
Banda o placa de tejido firme compacto fibroso que sirve para unir
dos huesos.
Toda discontinuidad de tejido, patológica o pérdida de función de
una parte.
Acto de desplazarse de un lugar a otro.
Modo de transportación en el cual al menos uno de los pies está en
contacto con el suelo todo el tiempo.
Perteneciente al centro, más cerca del plano medio del cuerpo.
Aparición de uno o más focos de enfermedad de un órgano o parte,
a otra sin conexión directa con ella, en forma secundaria.
Parte ancha de la extremidad de la diálisis.
Rama de la medicina que se encarga de prevenir o de corregir
ortopedia
deformaciones humanas del sistema neuro-músculo-esquelético,
por medio de aparatos especiales o ejercicios especiales o
ejercicios corporales.
Osteoblastos
Células especializadas que segregan o producen la sustancia
xx
TESIS DE DOCTORADO
interceluar del hueso.
Osteoclasto
Célula encargada de la resorción y destrucción del tejido óseo.
Unidad básica de estructura de hueso compacto, que incluye un
Ostión
conducto central y laminillas dispuestas concéntricamente; estas
unidades se encuentran dirigidas en el sentido longitudinal del
hueso.
Enfermedad caracterizada por disminución anormal de la densidad
ósea y una consecuente pérdida de resistencia. Se cree que en
Osteoporosis
este padecimiento hay un trastorno en la formación de matriz ósea.
Afecta principalmente a las mujeres y suele presentarse después
de la menopausia o en la vejez.
Osteosíntesis
Formación de tejido óseo, generalmente después de la fijación de
fragmentos de un hueso fracturado.
Osteotomía
Retiro de material óseo por medios quirúrgicos.
Proximal
Más cerca, con cualquier punto de referencia.
Postura
Propioceptores
Prótesis
Resorción
Sarcoma
Posición corporal en referencia a una de sus partes, un estado
neuromecanico concerniente a mantener el equilibrio.
Nervios receptores localizados en las articulaciones y los tendones.
Partes artificiales que sustituyen una parte del cuerpo con el
propósito de restaurar alguna función.
Pérdidas de sustancias por medio fisiológico o patológico.
Tumor, a menudo maligno, que se origina en tejido conectivo o no
epitelial.
Sinartrosis
Forma de articulación que no tiene movimiento notable.
Sínfisis
Línea de unión y fusión entre huesos originalmente distintos.
Sistémico
Que pertenece o afecta al cuerpo como un todo.
Tendón
Cordón fibroso de tejido conectivo, en el cual terminan las fibras y
mediante él se conectan el músculo y el hueso.
Valgo
Desviación hacía afuera (apertura mayor que la promedio).
Varo
Desviación hacía adentro (apertura menor que la promedio).
xxi
TESIS DE DOCTORADO
INTRODUCCIÒN
El área de la biomecánica es escasamente estudiada en nuestro país, y no ha sido
sino hasta recientemente cuando se han realizado esfuerzos para lograr un
desarrollo sustentable en esta rama. Aunque, ya se han desarrollado algunos
trabajos en esta disciplina. A nivel mundial esta rama ha tenido un desarrollo muy
notable en los últimos años, la tecnología involucrada en la concepción, diseño y
fabricación de los distintos implantes que se emplean en ortopedia, tiene un alto
grado de sofisticación, en virtud del alto riesgo que se corre por su empleo en seres
humanos.
La falla de alguno de estos implantes puede ocasionar al paciente daños
considerables, ya sea que el implante falle y ocasione un nuevo punto de fractura,
que en la gran mayoría de los casos resulta ser más severo que el que motivó la
cirugía donde se le colocó; o en el peor de los casos, puede ocasionarle daños aún
mayores en caso de que éstos no sean biocompatibles, o bien que causen
problemas infecciosos o degeneraciones a nivel genético.
Los países altamente industrializados cuentan con casas comerciales que se dedican
al desarrollo de implantes ortopédicos. Tales compañías cuentan con una larga
tradición en esta área y por lo tanto, cuentan también con personal altamente
especializado tanto en la producción, como en la investigación básica requerida para
sustentar un desarrollo de estas características. En nuestro país, existen pocas
empresas dedicadas a esta área, algunas de ellas son subsidiarias de empresas
transnacionales de alta tecnología. A pesar de producir artículos de alta calidad, su
misión se limita a la manufactura del producto y son ajenos a los procesos previos.
Así, no están involucrados en las fases del diseño del producto ni tienen acceso a la
tecnología empleada en el trabajo realizado a la materia prima. Esto es, dependen
tecnológicamente de la casa matriz.
1
TESIS DE DOCTORADO
Por otra parte, las empresas que desarrollan sus propios productos tienen un nivel de
desarrollo tecnológico que las limita para competir con éxito con las empresas de alta
tecnología. Esencialmente tienen limitaciones en las técnicas más avanzadas para
analizar y optimizar el diseño de sus productos.
Como disciplina profesional, la biomecánica ortopédica es relativamente joven dentro
del campo de la bioingeniería. Por otra parte, las investigaciones médicas más
importantes se han llevado a cabo en los Estados Unidos, en los países más
avanzados de Europa y
Japón. Además, el presente auge en la medicina ha
permitido tanto en América, como en países alrededor del mundo, se integren a esta
lucha constante de encontrar nuevos y mejores métodos que permitan al ser humano
tener una mejor calidad de vida.
Desde que por primera vez fueron empleadas, las prótesis de cadera han pasado por
varias etapas desde su aplicación. Durante la primera fase de ésta aplicación, se
empleaba con mayor frecuencia las llamadas prótesis cementadas, el cemento era
del tipo polimetilmetacrilato (PMMA), con el tiempo (alrededor de unos cinco años) y,
al realizar las evaluaciones respectivas, éstas presentaban a un aflojamiento
“prematuro”, esto era atribuido a una cierta enfermedad del cemento, aún hoy,
existen distintas opiniones encontradas referente a este tema. Una segunda fase fue
el empleo de las prótesis no-cementadas, éstas fueron un intento para obtener mayor
durabilidad pero, con el transcurso del tiempo y de acuerdo a los resultados clínicos
posteriores, se constató que las prótesis cementadas presentaban una mayor
durabilidad, por lo que se regreso a la técnica anterior.
El aflojamiento es uno de los principales problemas que más comúnmente se
presentan en las artroplastías totales de cadera, este se presenta por muy diversas
causas, una de ellas es el ocasionado por pequeñas partículas de desgaste, que a
su vez originan una reacción del sistema inmunológico del organismo, ocasionando
que ésta reacción genere la muerte de tejido circundante a la prótesis. Para este
efecto, el problema que presentan, es en la denominada región acetabular,
2
TESIS DE DOCTORADO
ocasionado por el desgaste en las interfaces de la copa, el cual es conocido como
DEBRIS. Este ocurre con el polietileno, que es la cubierta que cubre a la parte
metálica que va sujeta a la pelvis.
Actualmente, existen prótesis de cadera no cementadas y cementadas, también hay
una combinación de las mismas llamadas híbridas. Las no cementadas,
especialmente la copa acetabular va sujeta a la pelvis y es de metal, la cual se fija
mediante tornillos; por la parte interna lleva un recubrimiento de polietileno, lo que
evita el contacto de metal con metal de la parte superior de la prótesis.
Las cementadas van sujetas con cemento (Polimetilmetacrilato) a la pelvis de una
copa acetabular de polietileno, en contacto con la parte superior de la prótesis y por
supuesto la parte del vástago es toda recubierta con cemento. En las prótesis
híbridas se realiza una combinación de estas prótesis, pudiera ser que la parte
superior sea la parte de una prótesis no cementada y la parte del vástago sea
cementada y viceversa.
Para la parte médica, el desgaste por debris (desprendimiento de diminutas
partículas en el material) se ha convertido en una de las causas de aflojamiento que
se ha hecho indispensable analizar y conocer las características para poder si el
caso lo requiriera así, llegar al punto en que esta problemática disminuyera sus
efectos.
Por lo que en el presente análisis se buscará realizar la evaluación del debris que
afecta el buen resultado de las artroplastías de cadera.
Para la realización del presente trabajo de investigación, se cuenta con una
experiencia de alrededor de cinco años en ésta área, se han realizado tesis con
grado de maestría y doctorado analizando el efecto del espesor de la capa de
cemento de prótesis de cadera cementadas, el análisis biomecánico de una prótesis
no convencional para cadera, estudios de optimización del componente femoral de
3
TESIS DE DOCTORADO
una prótesis no convencional no bloqueada para cadera y otros proyectos mas que
se están llevando en la actualidad. Por lo antes mencionado cabe señalar que existe
una experiencia respetable en el área, además de los trabajos de divulgación
escritos que consolidan la importancia de la biomecánica ortopédica realizado en la
SEPI-ESIME-IPN.
Los proyectos anteriores, todos bajo la línea de investigación en Biomecánica, se
han llevado a cabo gracias a los apoyos económicos otorgados por el CONACYT y
por el propio Instituto, así como a la infraestructura del Centro Nacional de
Rehabilitación. Por lo que, en este punto es necesario resaltar todas las facilidades
otorgadas a la línea de investigación, que con cada nuevo caso de estudio, se
consolida como uno de los principales grupos de investigación en nuestro país.
De manera general se dice que existe el aflojamiento aséptico cuando se genera el
aflojamiento en los componentes de algún implante o prótesis, éste se origina por
muy diversas circunstancias, aún hoy, estas causas son muy diversas; una de las
causas de mayor índice de aflojamiento, son pequeñas partículas desprendidas
conocidas como debris, las cuales se desprenden del propio implante o prótesis.
En pacientes con reemplazos totales de cadera (THR) la respuesta biológica del
tejido, como consecuencia del desgaste del polietileno por debris, juega un papel
muy importante en el aflojamiento aséptico (Amstutz y cols. 1991) [1]. Así mismo, la
interconexión modular de los componentes empleados en los reemplazos totales de
cadera, genera desprendimiento de partículas (debris), lo que a su vez, trae como
consecuencia corrosión y desgaste. [2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11]. La corrosión puede
originarse entre los diferentes acoplamientos de metal ya sean del mismo tipo o no
[5, 6, 10]. Así mismo, las partículas de debris pueden también desprenderse de las
superficies porosas; estas partículas que se desprenden del vástago, se encuentran
en contacto con las articulaciones periféricas de la artroplastía de cadera, lo cual
acelera el aflojamiento [11]. Por otra parte, estas mismas partículas se encuentran
asociadas con la activación de las células asesinas del sistema inmunológico,
4
TESIS DE DOCTORADO
llamadas macrófagos, así como también está relacionada con la osteolisis en las
artroplastías de cadera [2, 12, 13].
Para conocer el desgaste en copas acetabulares recubiertas en sus zonas de
contacto con polietileno, Sonny y cols. 1998 [14] Realizaron un estudio en 83
artroplastías de cadera en 75 pacientes, con vástagos femorales de geometría
similar, pero de diferentes materiales, aleaciones y superficies porosas; al mismo
tiempo empleando diferentes diseños de cuello y cabeza femorales. A las
artroplastías se les hizo un seguimiento por un periodo promedio de 66 meses. En
todos los casos, se empleó un mismo tipo de componente o copa acetabular
recubierta con polietileno; 25 vástagos fueron de una sola pieza (no modulares), 58
tuvieron cuello y cabeza (modulares). En 70 casos, se emplearon vástagos con
cabezas femorales de cromo-cobalto, 13 fueron de titanio.
Los resultados clínicos de acuerdo los investigadores arriba mencionados, fueron en
todos los casos satisfactorios, el promedio anual de desgaste calculado en el interior
de las copas acetabulares, fue significativamente alto para los vástagos de titanio
con superficie porosa recubierta de plasma, con cabezas de cromo-cobalto en la
región del cono Morse que para los vástagos de cromo-cobalto. Los diámetros de las
cabezas femorales no modulares oscilaron entre 0.22 Mm. por año contra 0.07 mm
por año de las modulares, con un promedio general de desgaste igual a (P< .0001),
por el contrario, la prevalencia de osteolisis en la zona periprotésica fue alta para los
vástagos modulares (15.7 % contra 0 %), a pesar de los resultados, estos no fueron
estadísticamente significantes, en general (P = .09). Así mismo, se encontró un
significativo índice de corrosión en las puntas de un implante modular de cabeza
femoral de cromo-cobalto y de vástago de titanio después de una autopsia, también
se encontraron partículas de cromo en algunas zonas como en la parte cónica del
vástago. Clínicamente, las partículas de debris son reconocidas como una de las
más importantes causas de fallas a mediano plazo en reemplazos totales de cadera.
Al desprenderse partículas de desgaste, generan una reacción, en el sistema
inmunológico del organismo, activan a las células asesinas llamadas macrófagos,
5
TESIS DE DOCTORADO
quienes se encargan de fagocitar a las partículas extrañas; desencadenando a su
vez, disturbios a nivel celular lo que trae como consecuencia muerte celular,
resorción de hueso y ocasiona osteolisis en la zona afectada. Es importante
mencionar que la osteolisis ha sido descrita en pacientes con reemplazos totales
cementados y se asocia fuertemente a la pérdida de fijación inicial de los
componentes, esto puede ocurrir al lado de los vástagos femorales, normalmente en
sitios en donde hay una deficiencia en la capa de cemento. La mayoría de los
reportes ha descrito este fenómeno como una reacción agresiva en respuesta a una
fragmentación del cemento óseo que produce un tipo de lesión, a lo cual se le ha
denominado "enfermedad del cemento". Este fenómeno también se ha observado en
prótesis femorales sin cemento. La incidencia de osteolisis en implantes no
cementados estables es de aproximadamente 3% en pacientes con seguimientos de
al menos dos años, tanto en componentes fabricados con bases de titanio como en
los de aleación cromo-cobalto [15].
El polietileno es hoy en día uno de los materiales plásticos de mayor producción y se
designa como PE; de acuerdo a su proceso durante su polimerización, se distinguen
varios tipos de polietilenos: a) de baja densidad, b) de alta densidad y c) lineales de
baja densidad.
El polietileno de baja densidad es un polímero ramificado que se obtiene por
polimerización en masa del etileno mediante radicales libres a alta presión.
El polietileno es un sólido más o menos flexible dependiendo del grosor, ligero y
buen aislante eléctrico; presenta además una gran resistencia mecánica y química.
Se trata de un material plástico que por sus características y bajo costo es muy
empleado en envasado, revestimiento de cables y en la fabricación de tuberías. A
partir del polietileno de baja densidad se obtiene el polietileno reticulado (con enlaces
entre cadenas vecinas), es rígido y más resistente a la tracción y al cambio de
temperatura, se emplea para proteger y aislar líneas eléctricas de baja y media
tensión.
6
TESIS DE DOCTORADO
El proceso de polimerización del polietileno de alta densidad, se lleva a cabo a baja
presión y con catalizadores en suspensión. Se obtiene así un polímero muy
cristalino, de cadena lineal muy poco ramificada. Su resistencia química, térmica,
impermeabilidad y dureza son superiores a las del polietileno de baja densidad,
aunque este último es más resistente al agrietamiento y a los impactos. Se emplea
normalmente en la construcción y para recubrimientos o componentes de prótesis,
así como también en envases, contenedores de agua, gas y para combustible.
El polietileno lineal de baja densidad se obtiene polimerizando el etileno con un
alqueno (especialmente 1-butano) a baja presión, en disolución, suspensión o fase
gaseosa en presencia de catalizadores. Se trata de un polímero lineal con
ramificaciones cortas que hacen que su temperatura de fusión y su resistencia a la
tracción y al agrietamiento sean superiores a las del polietileno de baja densidad. Se
utiliza en el recubrimiento de cables y en la fabricación de objetos moldeados por
extrusión y soplado.
Para el caso de nuestro estudio, el polietileno empleado como recubrimiento en la
parte interna de las copas acetabulares es de alta densidad. Un aspecto a considerar
cuando se emplean metales como superficies de fricción en una artroplastía, es su
coeficiente de fricción. Se sabe que existen diferencias entre los coeficientes de
fricción de los plásticos y metales, entre los plásticos y cerámicas, así como de los
metales entre sí. El buen funcionamiento del polietileno como material articular es
variable y depende del método de fabricación, del diseño de la interfase articular, así
como la superficie de carga. Por último, el trabajo se encuentra dividido en un
capitulado que permitirá al lector una comprensión fácil de los diferentes temas que
se abordan, en el capítulo uno, se habla de lo que implica la biomecánica y su
aplicación a las prótesis e implantes, por lo que presenta de manera clara el marco
teórico del campo de estudio, el capítulo dos, se centra en los aspectos de la
medicina y sus conceptos básicos que son aplicados a estudio y la comprensión del
comportamiento mecánico de la estructura ósea del cuerpo humano, en el capítulo
7
TESIS DE DOCTORADO
tres, se hace énfasis en los principales materiales empleados en la fabricación de
prótesis e implantes, permitiendo al lector un conocimiento sobre las características
de biocompatibilidad y de resistencia de los metales y sus aleaciones utilizados. En
el capítulo cuatro se presentan los antecedentes del Método del Elemento Finito, su
capacidad de análisis de estructuras complejas como el tejido óseo y una reseña
desde sus primeras aplicaciones, así como las bondades del método. Todo estudio
numérico se hace necesario validarlo, por lo que en el capítulo cinco se presentan las
diferentes técnicas de los análisis experimentales de esfuerzos y sus respectivas
características, con estos primeros capítulos se tiene ya en conocimiento que
permitirá realizar el modelo numérico el cual se presenta en el capítulo seis, para que
en el capítulo siete se realice la respectiva validación experimental del trabajo.
REFERENCIAS
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TESIS DE DOCTORADO
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Churchill-Livingstone, New York: 290-291, 1988
9
TESIS DE DOCTORADO
Capítulo 1
LA BIOMECÁNICA Y SU APLICACIÓN A
LAS PRÓTESIS E IMPLANTES
Se enuncian las definiciones del área de
investigación, así como el marco histórico del
proceso evolutivo del empleo de las prótesis para
cadera cementadas; también, se establecen
conceptos básicos necesarios del campo de
estudio con relación a la utilización de las prótesis
y sus requerimientos para su aplicación.
10
TESIS DE DOCTORADO
1.1 La bioingeniería
De manera general podemos decir que es la aplicación de los principios de la
ingeniería y sus procedimientos de diseño aplicados al campo de la medicina y la
biología para resolver problemas que ocurren en la parte médica. Engloba disciplinas
como la biomecánica, la bioquímica, biología y otras. Su desarrollo ha sido de
acuerdo a las necesidades dentro de las disciplinas que la han requerido.
1.2 La biomecánica
Es una de las múltiples disciplinas pertenecientes a la bioingeniería, básicamente la
biomecánica estudia el sistema osteoarticular y muscular como estructuras
mecánicas sometidas a movimientos y fuerzas; esto incluye al modo de andar
humano (análisis de marcha). La biomecánica también estudia otros sistemas y
órganos
corporales,
como
ejemplo
se
puede
mencionar
que
estudia
el
comportamiento de la sangre como un fluido en movimiento, la mecánica de la
respiración y otros, así mismo, interviene en el desarrollo de implantes y órganos
artificiales. También, la biomecánica forma parte de la biofísica e involucra una serie
de conceptos y procedimientos para analizar y solucionar problemas que involucran
al sistema músculo-esquelético [1].
Dependiendo del área de su aplicación, la biomecánica recibe un sin número de
definiciones, así tenemos por ejemplo a la biomecánica ortopédica, ésta se inicia
como disciplina profesional en los setentas y contiene a la ingeniería biomédica como
la aplicación de la tecnología, la ingeniería y la física para la solución de problemas
que involucran al sistema músculo-esquelético, haciendo énfasis en el diagnóstico,
así como en la prevención y el tratamiento de los desordenes en el cuerpo humano.
La biomecánica ortopédica es conocida también como mecánica ortopédica, en
forma general, estudia la mecánica del esqueleto y los huesos, fémur, rodilla, cadera
y otros.
11
TESIS DE DOCTORADO
El desarrollo de la biomecánica ha tenido un gran auge en las últimas dos décadas
en las diferentes áreas que involucran al cuerpo humano concerniente al sistema
musculo-esquelético, es decir, se han realizado estudios en los fluidos biológicos, en
la mecánica dental, mecánica ortopédica, mecánica cardiovascular, mecánica de
tejidos, órganos y otras áreas. En biomecánica, se conjugan una serie de disciplinas
relacionadas a ciencias de la vida como son la medicina, la biología y en el campo de
la ingeniería es la física, la mecánica, las matemáticas, los métodos numéricos entre
otros, esto se observa en la revisión (1987-1997) de Jaroslav Mackerle [2], sobre
explicaciones del método del elemento finito (MEF), el cual es conocido como un
poderoso método numérico que ha llegado a prevalecer como una herramienta
efectiva para el análisis de fenómenos físicos en el campo estructural, sólido y de
mecánica de fluidos.
Para la biomecánica, el Método del Elemento Finito (MEF) ha causado avances
considerables, principalmente en investigación, y ha sido empleado como una
poderosa herramienta de enseñanza. El MEF es capaz de analizar procesos en un
camino en que ningún otro método numérico es capaz de lograr resultados objetivos,
de ahí su aplicación en la investigación ha sido posible en áreas tan distintas como
ortopedia, mecánica dental, mecánica de tejidos blandos y otras.
Así mismo, el análisis por elemento finito ha dado muchas predicciones relevantes en
ortopedia, en algunos casos, éstas se han comparado con modelos físicos para
establecer su validación. Desafortunadamente, en algunos casos, los modelos de
elemento finito en biomecánica no pueden ser confirmados experimentalmente, sin
embargo, es posible una validación indirecta para ver si el modelo conduce a las
mismas conclusiones que los resultados clínicos o experimentales.
De acuerdo con la revisión publicada en 1983 por Huiskes y Chao [3], la primera
aplicación de análisis por elementos finitos en ortopedia fue en 1972 [4]. Desde
entonces, los modelos de elemento finito han incrementado su aplicación para tres
propósitos principales [4,5].
12
TESIS DE DOCTORADO
1. Para el diseño y análisis pre-clínicos de prótesis.
2. Para
obtener
conocimientos
biomecánicos
fundamentales
acerca
de
estructuras del sistema músculo-esquelético.
3. Para investigar el proceso de adaptación en los tejidos.
En
las
primeras
aplicaciones
del
modelado
por
elementos
finitos
fue
fundamentalmente para obtener un mayor conocimiento sobre el comportamiento del
esqueleto. Los análisis en huesos, cartílagos, ligamentos y tendones se realizan con
éste fin. El segundo campo, de aplicación del elemento finito, es para el modelado de
diseños de implantes ortopédicos. Muchos diseños de prótesis se han estudiado
utilizando modelos de elementos finitos, ya sea por los fabricantes o por los
laboratorios en las universidades.
Aunque cuantitativamente nunca se puede asegurar una exactitud extrema debido a
las diferencias antropométricas entre pacientes, el análisis por elemento finito puede
emplearse para estudios de rigidez en los implantes, así como cambios en la
geometría de los mismos [6, 7].
El tercer campo de aplicación de modelos de elemento finito es para investigar los
procesos biológicos en los tejidos; los algoritmos pueden ser desarrollados y
acoplados con análisis de elementos finitos para proporcionar una simulación de su
comportamiento a través de la computadora y la adaptación de algún tejido como
respuesta a factores biomecánicos.
Mediante un modelo es posible la verificación del comportamiento de un sistema y
permite realizar predicciones observando su respectivo comportamiento al variar sus
condiciones y parámetros. Con los avances actuales del equipo de cómputo, en los
que cada día los programas son más confiables, la simulación por computadora ha
llegado a constituir una importante herramienta en la investigación en ortopedia [8].
Es importante mencionar que el desarrollo de implantes artificiales para tratar
fracturas ha revolucionado el mundo de la traumatología, ya que su enorme variedad
13
TESIS DE DOCTORADO
incluye tornillos, agujas, placas atornilladas, clavos intramedulares y sistemas de
fijación externa; todos estos dispositivos requieren un estudio biomecánico
pormenorizado previo a su ensayo y aplicación clínica.
1.3 Antecedentes históricos de la biomecánica.
El primer trabajo del que se tiene conocimiento, en el que específicamente se aborda
el tema del ser humano y su comportamiento, en relación con el movimiento fue
realizado por Leonardo Da Vinci (1452-1519) en sus “Notas sobre el cuerpo
Humano”; describió y registró información sobre la mecánica del cuerpo en posición
vertical, en marcha, en ascenso y descenso. Posteriormente, un segundo trabajo
realizado durante el renacimiento fue escrito por Galileo y Newton en el que
establecieron las bases teóricas y experimentales para el análisis del movimiento.
Uno de los alumnos de Galileo, Borelli (1608-1679), combinó ciencias como las
matemáticas, la física y la anatomía en el primer tratado concerniente a
comportamiento biomecánico “DeMotu Animalium”, trató de demostrar, que los
animales son máquinas; así mismo, sostuvo la teoría de que los huesos son
palancas, este trabajo fue publicado entre (1679-1680). Por su trabajo, Steinder lo
reconoce como el padre de la moderna biomecánica del sistema locomotor [9];
Singer le atribuye el haber fundado y desarrollado con eficacia la rama de la fisiología
que relaciona el movimiento muscular con los principios mecánicos [10].
Los científicos del siglo XVIII, tales como Bernoulli, Euler, y en especial Coulomb,
trataron de desarrollar una fórmula matemática para determinar la capacidad de
trabajo máxima y la óptima del hombre como función de la fuerza, velocidad y
duración de la actividad. Durante este periodo, Taylor inició sus análisis científicos
para mejorar los métodos de trabajo en los humanos. F. Gilbreth y Dr. L. Gilbreth en
su libro “Estudio y Aplicación del Movimiento” presentaron varios métodos para
analizar y mejorar el trabajo del cuerpo. Los conceptos de estos hombres fue
retomado y continuado por Barnes, Holmes y Porter respectivamente. A principios
del siglo pasado (XIX), una revisión exhaustiva de éstos estudios fue dada a conocer
14
TESIS DE DOCTORADO
en 1914 por el francés Jules Amar en su libro “El motor humano”;
Inspirado
principalmente en el aumento de la productividad laboral, lograda por la aplicación a
la industria de los principios científicos de la mecánica corporal enunciados por
Taylor [11]; Jules Amar trató de reunir “en un solo volumen todos los elementos
físicos y fisiológicos del trabajo industrial”[12]; de ésta misma escuela se realizaron
investigaciones relacionadas con la locomoción humana y animal tanto en aves como
insectos en la segunda mitad del siglo XIX. Durante este mismo periodo Fisher,
mejoró las técnicas para el análisis del movimiento en sus artículos sobre
biomecánica y en libros que cubren la teoría básica de la mecánica en el cuerpo
viviente y la cinemática de los mecanismos orgánicos. Otra fuente de información en
biomecánica durante este periodo son los tres volúmenes de Fick titulados, “Manual
de Anatomía y Mecánica de las Articulaciones”, y los cuatro volúmenes de “Libro de
texto, los músculos y la mecánica articular” escrito por Strasser.
La contribución rusa a la biomecánica tuvo su inicio en 1922, bajo la dirección de
Bernshtein. Para 1950, Bernshtein y sus discípulos (Popova, Spielberg y Sorokin)
habían publicado varios artículos y libros científicos relativos al movimiento en el
deporte. En 1926 Bernshtein publicó la primera parte del excelente tratado
“Biomecánica General”.
En general, a raíz de las dos guerras Mundiales se despertó un gran entusiasmo en
ésta área. En el transcurso de la Primera Guerra Mundial y un poco después, los
estudios destinados a mejorar las prótesis fueron llevados a cabo en Francia por
Amar y en Alemania por Schlesinger. Posterior a la segunda guerra mundial, se
desarrollaron estudios similares en los Estados Unidos por Eberhart e Inman en
California, así como Fisher en Nueva York. Los trabajos de Wolff, Roux, Pauwels y
otros autores en Europa durante el mismo periodo, sembraron las semillas de
trabajos más interesantes para la Biomecánica hasta nuestros días, es decir, los
trabajos de estos autores son considerados como los fundadores de la biomecánica
moderna, y sentaron las bases para su desarrollo [1].
15
TESIS DE DOCTORADO
1.4 Objetivo de la artroplastía de cadera
De manera general, se realiza para la disminución de intensos dolores ocasionados
por algún tipo de lesión en cualquiera de los miembros del cuerpo humano, así
mismo, es una operación destinada a restablecer el movimiento articular y la función
de músculos, ligamentos y otras estructuras de tejidos blandos que controlan la
articulación, mediante el remplazo de algunas de las estructuras dañadas por algún
tipo de implante o prótesis. En este caso, se realiza para sustituir la parte superior del
fémur, que debido a una fractura o a una enfermedad del hueso, el fémur no es
capaz de soportar las cargas fisiológicas sin fallar.
1.5 Antecedentes históricos de la artroplastía de cadera
La artroplastía total de cadera propiamente dicha se inició en los años 60's, cuando
Sir John Charnley desarrolló una artroplastía total de cadera, que consistió en un
vástago de acero inoxidable de la cabeza femoral, el cual se articulaba con un
implante acetabular de polietileno de alta densidad.
Debido al desarrollo y al mejoramiento de la técnica, solamente en los Estados
Unidos se realizan más de 150,000 cirugías de este tipo cada año de acuerdo a
Cheal y cols. 1992 [13]. La continua evolución del procedimiento de Charnley, ha
estado en constante desarrollo desde sus inicios hasta nuestros días; por lo que los
tres principios fundamentales, esenciales para que una artroplastía total de cadera
tenga un buen resultado son:
-
Biocompatibilidad del material del implante.
-
Un buen diseño del implante y.
-
El empleo de la técnica correcta de operación.
El mejoramiento y el progreso continuo de la técnica involucran estas tres áreas; así
mismo, se sabe que la primera aplicación para el reemplazo de un miembro o
articulación se remonta aproximadamente alrededor del siglo XVIII Haboush [14,
Scales [15] aunque, antes de 1940's, se realizaron muchos intentos de estas
16
TESIS DE DOCTORADO
artroplastías, los cuales no tuvieron el éxito esperado debido a que algunos de los
principios arriba señalados no fueron aplicados correctamente. Las artroplastías
realizadas a finales de 1940's y principios de 1950's tuvieron un cierto grado de
éxito; en éstas se emplearon prótesis de plástico o metal Moore y Bohlmann [16],
Judet y Judet [17], Moore [18], Smith-Peterson [19]; Peterson [20]; Wiles [21];
McKee [22]; por nombrar a unos cuantos.
Los diseños empleados durante ésta época buscaban una fijación proximal o lateral
del fémur con muy escasa fijación intramedular. El poco éxito de las prótesis de nylon
o acrílico a corto plazo, tuvo como consecuencia que se empezaran a utilizar algunos
componentes de metal. Sin embargo, debido a la polémica levantada por una
inaceptable tasa de mortalidad y al alto índice de aflojamiento del implante, en las
regiones proximal y distal, hizo que los ánimos decayeran Follaci y Charnley [23].
Dos cirujanos de origen inglés hicieron importantes contribuciones para el desarrollo
de los reemplazos totales de cadera en los cincuentas, la importancia de estos
estudios reviste en que fueron los antecedentes que permitieron que Sir John
Charnley lograra lo que hoy se conoce como la primera artroplastía.
En 1951, G. K. Mc-Knee of Norwich Implementó implantes de metal con metal, las
cuales eran totalmente de acero (el componente acetabular y femoral)[24]. La copa
acetabular era fijada a la pelvis mediante tornillos, mismos que en un promedio de
alrededor de un año se desprendían debido a la excesiva fricción en la interfase
entre la cabeza femoral y la copa acetabular, posteriormente, McKee cambió al vitalio
y a una aleación de cromo-cobalto-molibdeno, con lo cual aumentó en un 50% el
grado de efectividad de estos componentes femorales. En 1960 McKee y WatsonFarrar implementaron el metilmetacrilato como un cemento para la sujeción de los
componentes, su rango de éxito fue de un 90%. Durante 1967 la superficie externa
de la copa acetabular fue sujeta con clavos para, de cierta forma, ayudar a la fijación
del cemento Figura 1. Así mismo, reconoció que la fricción de dos metales idénticos,
tribológicamente es un defecto, pero necesario en los reemplazos articulares para
17
TESIS DE DOCTORADO
evitar la corrosión electroquímica: "Si se va a utilizar algún metal para un reemplazo
articular, ambos metales deben ser del mismo material, de otra manera ocurriría una
reacción electrolítica y la corrosión podría aparecer". Aunque lo que McKee anunció
contradice los principios de ingeniería, lo importante aquí es que con estas hipótesis
se estaba poniendo especial atención a los reemplazos articulares empleando
metales u otras sustancias. Lo descrito anteriormente han sido algunos puntos de
interés relacionados con las prótesis metal-con-metal durante ésta etapa, de ahí la
importancia de la contribución de McKee [26].
Figura 1.1 Muestra la dos partes del reemplazo de un componente
femoral y su forma de fijación [25]
Charnley [27], demostró la eficacia de emplear polímeros cristalinos para lograr la
estabilidad de la prótesis. El concepto de la rigidez en la fijación inicial, dio origen a
las endoprótesis en las artroplastías totales de cadera con fijación intramedular, éste
nuevo concepto ganó popularidad rápidamente debido a sus características de baja
fricción. Como consecuencia, esta “nueva” técnica llegó a ser popular debido a su
gran éxito, ya que a corto plazo presentó excelentes resultados entre la población de
edad avanzada, Lewaller y Cabanela [28]. Sin embargo, por el contrario, este
concepto tuvo muy poco éxito en pacientes jóvenes Sharp y Porter [29], esto originó
que se desarrollara una nueva técnica sin cemento para realizar la fijación, la cual
18
TESIS DE DOCTORADO
consiste en la fijación de la prótesis a presión o el empleo de una prótesis con una
cubierta porosa.
Los primeros diseños se realizaron sin un análisis estructural propiamente dicho, ya
que los más satisfactorios se realizaron a ensayo y error. Estos sistemas huesoprótesis pudieron transmitir las cargas mecánicas sin que ocurriera alguna falla
prematura y como consecuencia llevar a cabo la función principal, que es la
transmisión de cargas a través del hueso debido a la buena fijación alcanzada. Las
pruebas a estos diseños fueron el tratar de reproducir estudios clínicos, lo cual es
indispensable hasta nuestros días.
1.6 Los reemplazos articulares de cadera.
De acuerdo a datos históricos, las enfermedades en el sistema esquelético se han
presentado desde que la humanidad hizo su aparición sobre la superficie terrestre.
En aquella época el tratamiento de los trastornos articulares consistía solamente en
reposo y el empleo de algún tipo de soporte, que era utilizado como auxiliar para la
marcha. Se cree que se empleaban algunos medicamentos naturales como
analgésicos y antinflamatorios,
acupuntura y otros tratamientos, así como agua
caliente y fría que tenían como objetivo la disminución del dolor, algunos de estos
tratamientos se usan aún en nuestros días; a esta etapa se le conoce como fase I del
tratamiento de las articulaciones dolorosas. La segunda fase corresponde a la época
moderna con la aparición de la cirugía, la cual consistía en eliminar de la articulación
cuerpos extraños y tejidos dañados; a éste tratamiento se le denominó
desbridamiento y fue popularizado por Magnuson [30]. La tercera fase del
tratamiento estuvo basada en los aspectos fisiológicos y biomecánicos. Las
osteotomías (cortes realizados en el tejido óseo) de la cadera incrementan el área de
carga, reduciendo el nivel de esfuerzos, por consecuencia; este desarrollo tuvo como
base los trabajos de Pauwels [31] y otros autores. La cuarta fase, es la de los
recambios articulares, denominados artroplastías, las primeras artroplastías se
realizaron con materiales a partir de tejidos orgánicos.
19
TESIS DE DOCTORADO
John Charnley y otros contribuyeron con el desarrollo de materiales metálicos y
plásticos, con los cuales se elaboraban los reemplazos articulares también conocidos
como prótesis. Los reemplazos de la cadera llegaron a ser frecuentes en los 60's,
con materiales como: acero inoxidable, aleaciones de cromo-cobalto, polietileno y
polimetilmetacrilato [32, 33].
Los reemplazos para rodilla se desarrollaron en los setenta’s [34, 35], así como para
el codo [36], tobillo [37, 38], muñeca [39], las articulaciones de los dedos [40],
hombros [41, 42] y las del pié fueron reemplazadas con formas particulares de
artroplastías específicas. La quinta fase en el desarrollo de las articulaciones con
artritis no es quirúrgica, se basa en las células del cartílago y su habilidad para
diferenciarse y regenerarse a partir de células precursoras y de esta forma sanar la
articulación con padecimientos de artritis [43].
La búsqueda de nuevos materiales para los reemplazos articulares ha sido
constante, ya que es indispensable contar con resultados confiables en los
materiales empleados y en las fuerzas que actúan sobre ellos. Por esta razón, el
desarrollo de la bioingeniería como complemento de la cirugía ortopédica ha venido a
la par con la aparición y desarrollo de los reemplazos articulares. La validación de
los diferentes diseños con análisis de algún método experimental se ha vuelto
esencial, esto permite que cada diseño sea utilizado en los pacientes con la certeza
misma de que el implante poseerá la resistencia mecánica adecuada para soportar
las cargas fisiológicas sin fallar.
1.7 Indicaciones y contraindicaciones de la artroplastía de cadera
Hoy en día, los accidentes relacionados con la fractura de cadera, representa una
lesión de graves consecuencias para el paciente, como lo es la pérdida de sus
movimientos, al someterlo a un estado de parcial incapacidad de sus miembros
inferiores, al igual que ésta, los desgastes articulares que se presentan posteriores a
20
TESIS DE DOCTORADO
la artroplastía constituyen un enorme problema socioeconómico para el paciente y
su familia. En muchas ocasiones, la artroplastía de cadera es la única solución que
se puede ofrecer para el tratamiento de una cadera lesionada, ya que alivia el dolor
incapacitante y, de alguna manera, ofrece al paciente el restablecimiento total o
parcial de sus movimientos. Sin embargo, éste tratamiento, pero sobre todo la
colocación de las prótesis, suele ser en ocasiones muy costoso y obviamente difícil
de solventar para los pacientes de escasos recursos.
La principal indicación para una artroplastía total de cadera es el alivio del dolor
incapacitante generalmente en pacientes mayores de 65 años, en quienes, el
restablecimiento no se puede conseguir por medios no quirúrgicos y la única
alternativa era la resección de la mencionada articulación.
La población senecta es la más expuesta a sufrir éste tipo de lesiones, es decir,
debido al deterioro que sufre el organismo durante el proceso de envejecimiento, se
disminuye la capacidad auditiva y la visibilidad, los reflejos se vuelven lentos, y si a
todo esto le sumamos los procesos degenerativos propias de la vejez, es común que
sufran caídas por tropiezos, resbalones, mareos en vía pública e incluso en el propio
hogar. Además, con el envejecimiento se presenta una descalcificación ósea llamada
osteoporosis, ésta hace a los huesos más frágiles y quebradizos. Por todo lo
mencionado anteriormente, la fractura de cadera es una lesión devastadora que su
incidencia aumenta en proporción directa con la edad y con las enfermedades que la
acompañan.
Las artroplastías de cadera son intervenciones costosas, esto depende del tipo y
marca de la prótesis a emplear, así como el tratamiento de rehabilitación que el
paciente requiera. Todo esto sin contar con complicaciones posteriores, pero si
surgen en forma de aflojamiento, luxación o infección protésica, el costo se
incrementa considerablemente. Así mismo, dentro de las contraindicaciones para
una artroplastía se incluyen las infecciones activas de la articulación coxofemoral de
la vejiga, cutáneas, torácicas o de cualquier otra región; cualquier trastorno que
21
TESIS DE DOCTORADO
produzca destrucción ósea de progreso rápido como por ejemplo: osteopenia
progresiva generalizada o cualquier trastorno que comprometa la articulación de la
cadera, enfermedad con desaparición de tejido óseo u osteoporosis localizada; así
como articulaciones neuropéticas, Insuficiencia de la musculatura abductora,
enfermedades neurológicas progresivas y otras [44].
1.8 Materiales empleados en las artroplastías de cadera.
En la actualidad se encuentran disponibles componentes femorales para el
reemplazo total de cadera de varios materiales y múltiples diseños. Pocos
demuestran ser claramente superiores o inferiores a los otros. Por el contrario,
ciertas características de determinados implantes pueden proporcionar ventajas en
casos seleccionados.
Es de esperar que con los componentes para reemplazo total de cadera
adecuadamente elegidos e implantados, de casi cualquier diseño, se obtengan
resultados satisfactorios en un alto porcentaje de pacientes. Sin embargo, ningún
sistema o diseño de implante es adecuado para todos los pacientes, por lo cual es
fundamental que el cirujano posea conocimientos generales sobre la variedad de
diseños de los componentes, al igual que sobre sus puntos fuertes o débiles. La
elección se basa en las necesidades de los pacientes, en la longevidad y nivel de
actividad anticipados; en la calidad y dimensiones del hueso, así como en la
disponibilidad
de
los
implantes
y
su
respuesta
mecánica,
la
apropiada
instrumentación y en la experiencia del cirujano.
Los metales que son viables para la fabricación de las prótesis se pueden clasificar,
de un modo más simple, como aleaciones basadas en hierro, en titanio y en cobalto.
Las características de los metales han sido normalizadas por los fabricantes de
dispositivos, los científicos especialistas en materiales, los cirujanos ortopédicos en
la American Society for Testing of Metals (ASTM) y la International Standars
Organization.
22
TESIS DE DOCTORADO
Los metales empleados para implantes tienen distinta biocompatibilidad, desgaste,
tasas de corrosión y características de resistencia. Las aleaciones utilizadas en los
componentes articulares totales son las siguientes: acero inoxidable, titanio-aluminiovanadio, cobalto-cromo-tungsteno-niquel forjado y cobalto-níquel-cromo-molibdeno.
El proceso de fabricación puede mejorar considerablemente la resistencia del metal
al minimizar los defectos (por ejemplo, burbujas, fragmentos de escoria y partículas
extrañas) y la porosidad de la superficie.
Los fracasos del vástago siempre hacen sospechar un defecto en el diseño, pero la
incidencia relativamente baja de estos casos y la incapacidad de demostrar defectos
metalúrgicos superiores al máximo aceptable en la mayoría de los vástagos sugieren
que el problema suele ser técnico o biomecánico [44].
1.9 Las prótesis fabricadas a la medida
La ventaja de este método, permite al cirujano en cada caso, poder obtener la
información necesaria para el diseño y mabufactura de éstas prótesis, se emplea la
tomografía computarizada (CT)
y en algunos casos se utiliza radiografías
digitalizadas [45].
En la actualidad se siguen tres métodos para la fabricación de prótesis a la medida.
El método tradicional consiste en enviarle radiografías con una escala perfectamente
identificada, o cortes tomográficos a la casa en donde se realizará la manufactura de
la misma, esta elabora el implante en un lapso de 4 a 8 semanas. Con esto se logra
una manufactura precisa, la cual incluye tratamientos superficiales para evitar la
corrosión.
Un segundo método ha sido desarrollado en unos pocos centros hospitalarios del
mundo. Un ejemplo lo constituye el hospital de la Escuela de Medicina de la
Universidad de Texas, en Houston, el cual cuenta con un equipo de diseño y
23
TESIS DE DOCTORADO
manufactura asistido por computadora (CAD/CAM) [46], el cual se emplea en el
diseño y la fabricación de prótesis convencionales para cadera. A partir de una
tomografía computarizada de la cadera afectada, se alimenta una estación de trabajo
CAD/CAM, la cual reconstruye la geometría tridimensional del fémur. El segundo
paso consiste en generar las superficies que delimitan la prótesis. Los datos del
contorno se alimentan a una supercomputadora, la cual cuenta con un programa del
método del elemento finito (MEF) que modela el hueso y proporciona reglas para el
diseño de la prótesis, con base en los esfuerzos y deformaciones calculados para el
hueso bajo cargas fisiológicas.
El sistema de CAD gen era el diseño de la prótesis con base a los datos obtenidos
en el paso anterior. Una vez terminado el diseño se analiza el conjunto huesoprótesis mediante el MEF, con el fin de evaluar los niveles de esfuerzo en el hueso.
Si éstos son aceptables, se procede a la fabricación del componente femoral y del
instrumento para su inserción, llamado “raspa”, el cual tiene la misma geometría que
la prótesis y aristas cortantes para preparar el canal para la colocación de la prótesis.
Estos equipos reducen considerablemente el tiempo de diseño y fabricación del
implante.
El tercer método involucra la fabricación de prótesis convencionales para cadera
durante la cirugía [47]. El cirujano prepara la cavidad para insertar la prótesis,
posteriormente se inserta en dicha cavidad un molde de elastómero y se retira antes
de que se endurezca. El modelo se lleva a un digitalizador tridimensional, el cual
mediante el empleo de rayos láser obtiene la geometría tridimensional del molde.
Posteriormente, se diseña el vástago protésico mediante un programa de CAD. El
cirujano puede revisar la geometría externa de la prótesis, en especial el área de
contacto, el desplazamiento de la cabeza respecto al eje diafisiario, la anteversión,
longitud de cuello, etc. La fabricación se lleva a cabo mediante una fresadora de
control numérico computarizado (CNC) y un programa CAM. Por último se esteriliza y
se coloca en el paciente siguiendo las técnicas convencionales, todo esto mientras el
paciente se encuentra en el quirófano bajo los efectos de la anestesia. Este método
24
TESIS DE DOCTORADO
es muy costoso, requiere una infraestructura de CAD/CAM prohibitiva para la gran
mayoría de los centros hospitalarios del mundo, se tiene limitaciones en la
instrumentación y no cuenta con acabados superficiales. Debido a su alto costo y a la
tendencia a desplazarse hacia abajo, las investigaciones en esta área no continuaron
[45].
Los resultados clínicos del empleo de los implantes hechos a la medida son muy
variados. Bargar [48] reportó resultados satisfactorios en la evolución de los
pacientes a corto plazo. Stulberg y cols. [49] mostraron menor dolor en los pacientes
respecto a los que emplearon prótesis de línea. Otras investigaciones, sin embargo,
no han mostrado mejores resultados respecto a los implantes comunes cuando se
evaluaron durante un mismo periodo de tiempo [50, 51]. La principal desventaja de
estos implantes es su elevado costo.
1.10 La estabilidad y su importancia en la artroplastía de cadera
Un aspecto fundamental del componente femoral en una artroplastía de cadera es la
estabilidad del implante o prótesis; es decir, es importante eliminar micromovimientos
tempranos del implante, ya que puede generar algún tipo de deterioro biológico en el
receptor. Se tienen definidos dos tipos de estabilidad.
- Estabilidad primaria. Es aquella que se obtiene en el transcurso de la operación
y se alcanza básicamente por el diseño del implante, la técnica quirúrgica y
algún método alterno de fijación. Puede decirse que la estabilidad primaria o
mecánica es el cimiento de la estabilidad biológica, ya que de no obtener una
buena fijación en el instante de la operación, no es posible obtener una buena
fijación biológica.
- Estabilidad secundaria. También llamada biológica y se logra con el paso del
tiempo a través de fenómenos biológicos de unión química, unión por invasión
ósea a superficies porosas y unión fibrosa entre el implante y el hueso y se
25
TESIS DE DOCTORADO
logra a través de la convivencia pacífica entre el implante y el hueso. Para
estudiarla se emplean diversas técnicas de análisis que en seres vivos incluyen
estudios radiográficos, tomográficos y densitométricos. En cadaveres se han
utilizado pruebas mecánicas, estudios en especímenes histológicos, imágenes
con microscopios electrónicos de barrido y otros[52, 53].
1.11 La cantidad y calidad del contacto como factores de estabilidad
Una de las metas principales de una cirugía es lograr una excelente fijación primaria,
la cual se obtiene en el instante de la operación. Para la obtención de una mayor
fijación, debe existir un mayor contacto entre el implante y el hueso, así mismo, entre
más calidad tenga este contacto, mayores son las posibilidades de obtenerla. Para
aumentar la cantidad de contacto se ha recurrido a la elaboración de vástagos
anatómicos o hechos a la medida o bien aumentando la superficie metafisiaria,
además de innumerables formas y métodos.
A pesar de que existen muchos factores que se encuentran involucrados en el éxito
de una cirugía de cadera, existen cuestiones biológicas que tienen una marcada
influencia en la longevidad de una prótesis, debido a que la respuesta biológica es
diferente para cada material y los diseños deben ajustarse a las características
fisicoquímicas de los materiales de fabricación para adaptarlas a los requerimientos
mecánicos de la cadera y a los atributos anatómicos del receptor.
Esto es
importante, ya que existen en el mercado una gran variedad de diseños y tamaños
de componentes femorales con características muy particulares que se deben
considerar para poder lograr una buena estabilidad y como consecuencia una
aceptable longevidad del componente.
Aunque en México se han realizado intentos de crear y diseñar componentes
femorales, estos dispositivos necesitan de un estudio biomecánico previo, antes de
ser utilizados en pacientes ya que esto garantizará el buen desempeño de los
mismos. Es necesario por lo tanto, efectuar un estudio del sistema, empleando
26
TESIS DE DOCTORADO
métodos tanto numéricos como experimentales y poder garantizar la calidad del
componente, con el debido aporte de los conocimientos que la biomecánica ofrece
en esta área. El analizar problemas objetivos como el caso del presente estudio,
permite un mayor conocimiento del sistema en nuestros pacientes, lo cual es la parte
relevante de este trabajo, así mismo, la problemática propia de una población
determinada y sus características propias hacen que los estudios orientados en al
área sean de gran importancia para sentar las bases del conocimiento para trabajos
posteriores.
Con la información presentada en el presente capítulo, es posible establecer el vasto
campo de la bioingeniería y la biomecánica, así como los aspectos que las hace
común una de otra; también, es posible conocer el desarrollo de esta área en nuestro
país y principalmente, los notables avances en países con un alto desarrollo
tecnológico.
1.12 Planteamiento del problema
Una manera de contribuir al desarrollo de la biomecánica en México es el
planteamiento del presente trabajo, el cual aborda el caso del desgaste en la región
de contacto de la copa acetabular con la pelvis, como se mencionó anteriormente; el
aflojamiento por desgaste en la zona mencionada de acuerdo a los antecedentes que
se tienen por parte del cuerpo médico en el centro Nacional de Ortopedia hoy centro
nacional de Rehabilitación (CNR), es una de las causas principales que trae como
consecuencia el fracaso de éstos implantes. Por lo que en el presente análisis se
buscará realizar la evaluación del desgaste que afecta el buen resultado de las
cirugías (artroplastías) de prótesis para cadera cementada del tipo Charnley.
El estudio se realizará con un enfoque orientado a la comunidad de pacientes
mexicanos (mujeres), para lo cual, después de realizar una búsqueda y selección de
pacientes que reunieran las condiciones y características típicas del paciente
mexicano; se llegó a obtener la colaboración de una persona de 1.60 m de estatura
27
TESIS DE DOCTORADO
con 80 Kg. de peso, tales características fueron aprobadas con las opiniones del
cuerpo médico encargado de realizar las cirugías. Posteriormente, se sometió a una
evaluación previa a la persona seleccionada, con la finalidad de no detectar
anomalías que pusieran en riesgo las lecturas del tomógrafo y evitaran la obtención
clara de la región a analizar. Se obtuvieron alrededor de 92 cortes tomograficos
realizados cada 3 mm. de la zona de interés que une a la región de la pelvis con la
cabeza femoral. El trabajo se desarrollará por etapas, partiendo de los análisis más
simples, a los más sofisticados. La primera etapa contempla el desarrollo de un
modelo lineal, tridimensional del Método del Elemento Finito de una cadera, para lo
cual se utilizarán los cortes tomográficos para la conformación del modelo. Posterior
a una revisión de la literatura especializada se establecerán las propiedades de los
materiales y las condiciones de frontera.
Para la solución del presente trabajo, se contempla el empleo de técnicas numéricas
como herramienta de análisis y se complementarán las observaciones con estudios
experimentales. Para el análisis numérico se empleará como herramienta el Método
del Elemento Finito, empleando el paquete Ansys 6.1. Para la parte experimental se
plantea la construcción de un banco de pruebas a fin de corroborar los resultados de
ambos métodos. No obstante de obtener resultados satisfactorios, los cirujanos
tienen algunas dudas relativas al desempeño biomecánico del implante. En el caso
de la prótesis que aquí se estudia, se desconoce en que momento aparecen las
partículas de desgaste que ocasionarán el fallo del componente. Es aquí en donde
se requieren emplear técnicas avanzadas de la ingeniería, las cuales permiten
analizar el impacto de cada una de las variables en el desempeño biomecánico del
implante y, una vez determinado el papel que juegan las distintas variables en el
éxito o el fracaso de su aplicación, sea posible reducir las complicaciones. En el
capítulo siguiente se tratarán temas relacionados a la anatomía de las partes
involucradas para el presente trabajo de investigación.
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1.13 Referencias
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31
TESIS DE DOCTORADO
Capítulo 2
BIOMECÁNICA DEL HUESO
Conceptos referentes a la estructura y formación
del tejido óseo son establecidos en el presente
capítulo; De la misma manera se presenta la
anatomía de la cadera, pelvis y fémur, así como los
rangos de movimientos a que está expuesta esta
importante articulación del cuerpo humano. Se
aborda el tema del sistema inmunológico como
una reacción del organismo ante agentes externos
al mismo.
32
TESIS DE DOCTORADO
2.1 La función del esqueleto.
El esqueleto o sistema óseo, es el sostén de todas las partes blandas, porque éstas
se insertan en el o porque se alberguen en sus cavidades. El hueso está formado por
células, fibras y sustancia fundamental, sus componentes extracelulares están
calcificados y le convierten en un material duro, firme e idealmente adecuado para su
función de soporte y protección.
Proporciona apoyo interno al cuerpo y ofrece lugares de inserción a los músculos y
tendones, que son esenciales para el movimiento. Protege los órganos vitales de las
cavidades craneal y torácica, envuelve a los elementos formadores de la sangre de
la médula ósea. También desempeña una función metabólica importante como
depósito de calcio movilizable, que puede ser tomado o depositado a medida que lo
exige la regulación homeostática de la concentración de calcio en la sangre y en los
otros líquidos del cuerpo.
2.2 Estructura del tejido óseo
El hueso tiene una notable combinación de propiedades físicas, como una alta
resistencia a la tracción y a la compresión, mientras que al mismo tiempo tiene cierta
elasticidad y la ventaja de ser un material relativamente ligero de peso. Es un
material vivo y dinámico que está siendo renovado continuamente y que experimenta
una permanente reconstrucción durante la vida del individuo. Existen dos formas de
hueso que pueden distinguirse a simple vista (nivel macroscópico), el compacto y el
esponjoso; este último está constituido por trabéculas que delimitan un sistema
laberíntico de espacios intercomunicados, ocupados por la médula ósea. El hueso
compacto aparece como una masa sólida continua en la cual sólo se ven espacios
con la ayuda del microscopio. Las dos formas del hueso se continúan una con otra
sin un límite nítido que los separe (Fig. 2.1).
33
TESIS DE DOCTORADO
Fig. 2.1 Muestra un corte de hueso en el que se aprecia el
hueso compacto y el esponjoso [1].
En los huesos largos tales como el fémur o el húmero, la diáfisis (tallo) es un cilindro
de pared gruesa hecha de hueso compacto, con una cavidad medular central
voluminosa, ocupada por médula ósea.
Los extremos de los huesos largos están formados fundamentalmente por hueso
esponjoso recubierto por una corteza delgada de hueso compacto. En el adulto, los
espacios que hay entre las trabéculas del hueso esponjoso se continúan
directamente con la cavidad medular de la diáfisis.
La matriz de los dos tipos de huesos posee las mismas característica, aunque tienen
distintas densidades, ya que la del hueso cortical es mayor a la del hueso trabecular,
aunque aparentemente el hueso cortical es compacto, tiene una porosidad menor de
alrededor de un 10 por ciento contra
una porosidad del hueso trabecular o
esponjoso de un 40 a más de un 90 por ciento.
Las superficies articulares de los extremos de los huesos largos están recubiertas
por una capa de cartílago hialino, el cartílago articular.
Con pocas excepciones, los huesos están recubiertos por el periostio, una capa de
tejido conjuntivo especializado dotada de potencia osteogénica, es decir, que tiene la
34
TESIS DE DOCTORADO
capacidad de formar hueso. Falta el recubrimiento periostico en aquellas áreas de los
extremos de los huesos largos que están cubiertas por cartílago articular, está
ausente en los sitios donde los ligamentos y los tendones se insertan en el hueso y
sobre la superficie de la rótula y de otros huesos sesamoideos que se forman en el
interior de los tendones.
Falta también la zona de las áreas subcapsulares del cuello del fémur y del
astrágalo; donde falta el periostio, el tejido conjuntivo en contacto con la superficie
del hueso carece de capacidad osteogénica y no contribuye a la curación de las
fracturas.
La cavidad medular de la diáfisis y las cavidades del hueso esponjoso están
revestidas por el endostio, una fina capa celular que también posee capacidad
osteogénica.
Es importante tener presente que el esqueleto humano está formado por alrededor
del 80 por ciento de hueso cortical o compacto, en los huesos largos, la diáfisis está
formada exclusivamente por hueso cortical lo que le permite tener una gran
resistencia a la tensión y a la flexión. Así mismo, la metáfisis, formada por hueso
trabecular permite grandes deformaciones bajo una solicitación con la misma carga,
además este tipo de hueso permite la absorción de los impactos a través de las
articulaciones [1]
2.2.1 Clasificación de los huesos
El esqueleto del individuo adulto está formado por 208 huesos, sin contar los
supernumerarios del cráneo y sesamoides, situados en los pies y en las manos. La
configuración exterior de los huesos se ha estudiado comparándolos a diversos
cuerpos con los que presentan semejanzas, se ha acordado clasificarlos con formas
geométricas y clasificarlos, atendiendo a su forma general, en cuatro grupos: 1)
Huesos largos, en los que un eje, el longitudinal, predomina sobre los otros dos.
35
TESIS DE DOCTORADO
Estos están constituidos por un cuerpo o diáfisis que termina en ambas extremidades
por formaciones más o menos voluminosas o epífisis como ejemplo tenemos al
fémur, tibia, húmero y otros. 2) Huesos cortos, en los que las tres dimensiones son
más o menos iguales, como sucede con las vértebras, los huesos del carpo y del
tarso que son más o menos cúbicos. 3) Huesos planos, en los que dos de sus
dimensiones predominan sobre la otra, presentando generalmente dos caras y dos o
más bordes, constan de capas externas de hueso compacto y de capas internas de
hueso esponjoso con médula ósea. 4) Huesos irregulares como el isquión, el pubis y
los maxilares, están adaptados para fines especiales.
2.3 Formación del tejido óseo.
Contrario a lo que parece, el hueso no es un material inerte, ya que el tejido óseo se
encuentra en un cambio constante respondiendo a estímulos mecánicos u a señales
del propio organismo. El hueso se desarrolla siempre por sustitución de un tejido
conjuntivo preexistente. Cuando su formación tiene lugar directamente en el tejido
conjuntivo primitivo, se habla de una osificación intramembranosa. Alternativamente,
cuando se realiza en cartílago previo, se llama osificación intracartilaginosa o
endocondral. En ésta, la mayor parte del cartílago debe ser eliminado antes de que
comience la generación de hueso; que al principio se inicia como una red de
trabéculas.
La esponjosa primaria, que se convierte posteriormente en hueso más compacto,
cuando se rellenan los intersticios situados entre las trabéculas. A veces, en
condiciones patológicas, puede producirse hueso en tejidos que no pertenecen al
sistema óseo y en tejidos conjuntivos que no manifiestan capacidad osteogénica; a
esto se le llama formación ectópica de hueso (como ocurre en ocasiones con los
músculos). La llamada matriz ósea se constituye por componentes orgánicos e
inorgánicos y sus superficies internas y externas están cubiertas por células y
procesos celulares. Así mismo la médula puede servir como fuente de células óseas,
36
TESIS DE DOCTORADO
los vasos sanguíneos de la médula forman parte importante del sistema circulatorio
en el hueso y los desordenes pueden afectar las actividades de las células óseas.
2.3.1 Estructura microscópica del tejido óseo
El hueso compacto o cortical está formado fundamentalmente por sustancia
intersticial mineralizada, además existen cavidades lenticulares llamadas lagunas;
ocupadas por una célula del hueso, el osteocito. Desde cada laguna irradian los
canalículos que son conductos extraordinariamente delgados y ramificados, los
cuales penetran en la sustancia intersticial de las laminillas y se comunican con los
canalículos de las lagunas vecinas. Se piensa que estos canalículos son esenciales
para la nutrición de las células óseas. Las laminillas de hueso compacto se disponen
de tres formas como ilustra la figura 2.2:
1.- La gran mayoría están dispuestas concéntricamente en torno a un canal
vascular del interior del hueso para formar unidades estructurales cilíndricas
llamadas sistemas haversianos u osteomas,
los cuales son de tamaño
variable.
En un corte transversal, los sistemas haversianos aparecen como anillos
concéntricos en torno a un orificio central en la misma figura.
Figura 2.2 Corte por desgaste de un fémur humano, que muestra un
sistema haversiano típico, lagunas y canalículos. (Según Fawcet, D. W. En
Greep, R. O; ed: Filadelfia, Blakiston Co., 1953) [1].
37
TESIS DE DOCTORADO
En un corte longitudinal, se ven como bandas situadas unas al lado de las otras y
paralelas a los canales vasculares figura 2.3.
2.- Entre los sistemas haversianos hay fragmentos angulosos de hueso
laminar que tienen forma y tamaño irregular; son los sistemas intersticiales.
Los límites entre los sistemas haversianos y los intersticiales están
nítidamente marcados por líneas de cemento.
Figura 2.3 Muestra un sector del tallo de un hueso largo, presenta la
disposición de las laminillas de los sistemas haversianos, de las
laminillas intersticiales y de las láminas circunferenciales externa e
interna. (Según A. Benningghoff, Urban & Schwarzenberg, 1949.) [1].
En un corte transversal, el interior del hueso compacto aparece como un mosaico de
piezas, unas redondas y otras angulosas, que están cementadas entre sí.
3.- En la superficie externa del hueso cortical, por debajo del periostio, y sobre
su superficie interna, por debajo del endostio, hay laminillas en torno a la
circunferencia del tallo. Son las laminillas circunferenciales externas e
internas figura anterior.
38
TESIS DE DOCTORADO
En el hueso compacto se distinguen dos categorías de canales vasculares, los
canales longitudinales que ocupan el centro de los sistemas haversianos, se llaman
canales haversianos. Tienen de 22 a 110 µm de diámetro, y contienen uno o dos
vasos sanguíneos, rodeados de una vaina de tejido conjuntivo laxo. En los vasos
capilares y vénulas poscapilares, en ocasiones pueden encontrarse arteriolas.
Los canales haversianos comunican unos con otros y con la superficie o la cavidad
medular por medio de unos canales transversales u oblicuos llamados canales de
Volkmann. Los vasos sanguíneos comunican, desde el endostio y, en menor medida,
desde el periostio, con los de los sistemas haversianos a través de los canales de
Volkmann.
El hueso esponjoso está compuesto por laminillas, sus trabéculas son delgadas y no
contienen vasos sanguíneos en su interior; no poseen sistemas haversianos. Las
células óseas se nutren por difusión a través de los canalículos que interconectan las
lagunas y que llegan hasta la superficie. El periostio presenta variaciones en su
aspecto microscópico, durante el desarrollo embrionario y el crecimiento posnatal,
existe una capa interna de células formadoras de hueso, los osteoblastos, en
contacto directo con el hueso.
En
el
adulto,
los
osteoblastos
asumen
una
forma
de
reposo
(células
osteoprogenitoras), si un hueso es lesionado, se reactiva la capacidad formadora de
hueso de estas células. La capa externa del periostio es un tejido conjuntivo denso y
acelular, que contiene vasos sanguíneos, estos son pequeños y entran desde el
periostio entran a los canales de Volkmann, contribuyen a mantener la fijación del
periostio al hueso subyacente, unos haces gruesos de fibras colágenas de la capa
externa
del
periostio
cambian
su
trayecto
y
penetran
en
las
laminillas
circunferenciales externas o en los sistemas intersticiales del hueso [2].
39
TESIS DE DOCTORADO
2.3.2 Células del tejido óseo
En párrafos anteriores, se ha venido mencionando que el hueso es considerado
como un material vivo y que se encuentra sometido a continuos cambios durante la
vida del individuo. De la misma manera, el hueso presenta características
extraordinarias adicionales, así tenemos que, aunque su resistencia a la tensión es
casi cercana a la del hierro fundido, el hueso es considerado diez veces más flexible
y tres veces más ligero de peso. El fenómeno mediante el cual una célula cambia de
forma y de función, es conocido como diferenciación [3]
Por medio del mencionado mecanismo, una sola célula da origen a todos los órganos
y sistemas del cuerpo humano, como ocurre con la fecundación del óvulo por el
espermatozoide, dando origen a un nuevo individuo. Para llevar a cabo las distintas
funciones de la formación, resorción, regulación mineral (hemeostasis) y reparación
del hueso, las células del tejido óseo asumen formas especializadas, las cuales se
distinguen por su morfología, función y localización característica. Se tienen
identificadas dos líneas celulares por donde tienen su origen estas células, conocidas
como la línea del mesénquima y la línea hematopoyética. La línea del mesénquima
consiste de células no diferenciadas o preosteoblastos, osteoblastos y osteocitos. La
línea hematopoyética consiste de monocitos de la médula, preosteoclastos y
osteoclastos.
Las células no diferenciadas del mesénquima, que tienen el potencial de convertirse
en osteoblastos (conocidos como preosteoblastos), se localizan en los canales del
hueso, endósteo, periostio y la médula. Se mantienen en su estado indiferenciado
hasta que reciben un estímulo para proliferar y diferenciarse en osteoblastos.
Se cree que la principal función de los osteoblastos es la síntesis y secreción de la
matriz orgánica del hueso, pero dichas células pueden jugar un papel en el control de
los flujos de electrolitos entre el líquido extracelular y el fluido óseo y pueden influir
40
TESIS DE DOCTORADO
en la mineralización de la matriz ósea a través de la síntesis de componentes de la
matriz orgánica.
Los osteocitos son las células que se encuentran en mayor número en el esqueleto
humano maduro, en una proporción mayor al 90 por ciento. Se rodean de una matriz
orgánica que puede mineralizarse. Los osteocitos forman una red muy compleja y
extensa, la cual es muy sensible a los esfuerzos en el hueso y es capaz de controlar
los movimientos de los iones.
Al contrario de otras células, los osteoclastos aparentemente tienen como precursor
a las líneas de las células hematopoyéticas de la familia de los monocitos. Los
precursores de los osteocitos se encuentran en la médula y la sangre. Cuando son
estimulados, los osteoclastos precursores proliferan y se fusionan para formar los
osteoclastos multinucleados, los cuales reabsorben el hueso. Los osteoclastos tienen
un método muy eficiente para destruir la matriz ósea que comienza con aislar las
células de la matriz, insertan protones para disminuir el pH del núcleo de la célula
aislada y, de esta forma la solubilizan. Posterior a esto, secretan un ácido y degradan
los restos que aun quedan después de la acción del ácido.
2.4 Modelación y remodelación ósea
La modelación del tejido óseo ocurre posterior a la osificación del esqueleto, las
células encargadas de realizar esta función para cada hueso son los osteoblastos y
los osteoclastos. Es conveniente hacer mención que el término modelar se refiere a
la alteración en la forma del hueso, mientras que el término remodelación se refiere
al cambio del hueso que no altera su forma; no obstante, ambos procesos ocurren
simultáneamente y no es fácil distinguirlos.
Durante el crecimiento del esqueleto, el hueso se remueve y reemplaza rápidamente.
El cambio del esqueleto se aproxima al 100 por ciento durante el primer año de vida,
disminuye a un 10 por ciento en la segunda infancia y con frecuencia sigue este
41
TESIS DE DOCTORADO
ritmo, a lo largo de la vida del individuo. La mayoría del cambio del hueso durante el
crecimiento proviene de la modelación ósea, pero se cree que al menos una
pequeña proporción ocurre la remodelación. Después de que el crecimiento del
hueso concluye, el cambio en el hueso ocurre principalmente ocasionado por la
remodelación.
La modelación y la remodelación no son el resultado de la actividad de un solo tipo
de células (osteoclastos u osteoblastos) o de una sola función celular. Por el contario
es consecuencia de la resorción y formación coordinada del hueso sobre regiones
extensas de hueso y periodos prolongados de tiempo. Así mismo, si debido a una
inmobilización total o parcial, el hueso no es sujeto a esfuerzos mecánicos,
periostealmente y subperiostealmente el hueso es resorbido [4] y, la resistencia y su
rigidez disminuye. Este fenómeno en el cual el hueso aumenta o disminuye su
densidad en el hueso esponjoso o en la cortical, en respuesta a los esfuerzos
alcanzados, se conoce como la teoría de la remodelación ósea, también se le llama
ley de Wolff [5].
2.5 Remodelación fisiológica
En el transcurso de la vida, la remodelación fisiológica, la remoción y el reemplazo de
hueso, ocurre sin afectar la densidad o la forma del hueso. La remodelación tiene
lugar tanto en la superficie del hueso, como en el interior del mismo, a través de una
secuencia de eventos que incluye la activación de los osteoclastos, resorción del
hueso, activación de los osteoblastos y formación de nuevo hueso en el sitio donde
previamente se hizo la resorción. La remodelación interna, u osteonal comienza
cuando los osteoclastos cortan un tunel a través del hueso, muchas veces sobre un
sistema osteonal anterior. Estos cortes pueden crear grandes cavidades que pueden
verse mediante radiografías simples tomadas al hueso cortical. Las llamadas líneas
de cemento señalan los sitios donde la resorción se detiene y comienza la formación
de hueso nuevo. Un examen de estas cavidades sugiere que se requieren
aproximadamente cincuenta osteoblastos para reemplazar la cantidad de hueso
42
TESIS DE DOCTORADO
reabsorbido por un sólo osteoclasto en un día. Varias capas sucesivas de
osteoblastos se acomodan entre sí a lo largo de la cavidad, después de que los
osteoclastos la han cavado y depositan lamelas de matriz ósea de hueso nuevo.
Posteriormente, tales capas se mineralizan, los osteoblastos adicionan nuevas
lamelas, y el tunel se estrecha hasta alcanzar el diámetro de un canal osteonal
central.
2.6 Modelación y remodelación adaptativa
Desde que apareció el interés por conocer las fuerzas mecánicas que influyen en el
cambio de estructura del hueso, las investigaciones se fueron realizando
considerando cada vez más y más factores, así tenemos que Galileo notó que existía
una relación entre el tamaño y el peso de los huesos y la actividad. En el siglo XIX,
varios autores describieron las relaciones entre la forma y la función del hueso con
mayor detalle. Wolff hizo la observación crítica que no sólo existe una clara relación
entre la estructura del hueso y las cargas que recibe, sino que el hueso vivo se
adapta a las alteraciones de cargas mediante un cambio en su estructura de acuerdo
con leyes matemáticas.
Estudios experimentales han verificado la existencia de la ley de Wolff cuando
observaron que se presenta la modelación y remodelación en el hueso al adaptarse
a cargas cíclicas, aun en esqueletos maduros. Adicionalmente, dichos investigadores
han demostrado que para mantener la densidad normal del hueso se requiere que el
hueso se encuentre sometido bajo carga constante.
2.7 Modelación y remodelación asociada con los implantes
El empleo de placas rígidas para tratar las fracturas diafisiarias puede disminuir la
densidad ósea. Una placa rígida fijada al hueso tiende a disminuir la carga que éste
recibe, lo que ocasiona que se incremente la porosidad del tejido óseo. La
modelación y remodelación adaptativa también se verifica como respuesta a otros
43
TESIS DE DOCTORADO
tipos de implantes, que incluyen aparatos intramedulares de fijación de fracturas,
fijadores internos de columna, implantes dentales y prótesis para reemplazos
articulares.
La modelación y remodelación ósea asociada con los implantes puede ser
extremadamente compleja. Las variables relacionadas con el diseño del implante,
material empleado y el método de fijación; los relacionados con la condición local del
hueso, incluyendo su densidad y forma; y los relacionados al paciente, incluyendo
edad, sexo, balance hormonal y actividad, así como un adecuado programa de
rehabilitación, todos estos factores tienen un impacto significativo en la modelación y
remodelación del hueso después de la inserción de un implante. Por lo que una
mayor comprensión de estas variables pueden mejorar los resultados a largo plazo
de los pacientes que han recibido implantes, en especial aquellos que lo deben
portar tales implantes por muchos años [6].
2.8 Propiedades mecánicas y biomecánicas del hueso
De acuerdo a estudios realizados por Rho y cols. [7], en los cuales establecen que
las propiedades mecánicas del hueso varían, en relación a las distintas estructuras
del mismo, así es como se tienen identificados distintos niveles de organización
estructural tales como se muestran en la figura 2.4:
1. Macroestructura: hueso cortical y trabecular
2. Microestructura (10 a 500 µm): sistemas Haversianos, osteones, una trabécula
3. Sub-Microestructura (1-10 µm):Lamela
4. Nanoestructura (de cientos de nm a 1 µm): fibras de colágena y minerales
embebidos
5. Subnanoestructura (menos de cientos de nm): estructura molecular de los
elementos constitutivos, como es la fase mineral, colágena, y las proteínas no
colágenas.
44
TESIS DE DOCTORADO
Esta estructura hace al hueso heterogéneo y anisótropo. Por ejemplo, el módulo de
elasticidad de especímenes grandes se ha establecido entre 14-20 GPa, en tanto
que para especímenes
corticales sometidos a microflexión es de 5.4 GPa. No
obstante, no resulta claro si la diferencia es imputable a la técnica de ensayo
empleada o a la influencia de la microestructura. Se han realizado intentos por
extrapolar las propiedades mecánicas de los componentes primarios (colágena y
mineral) de las propiedades mecánicas macroestructurales procediendo en reversa
hasta llegar a un modelo compósito mezclado, sin embargo hasta el momento no se
han tenido resultados satisfactorios.
Figura 2.4 Organización estructural del hueso [8].
De acuerdo a esta conformación estructural, el hueso es considerado como un
material heterogéneo y anisótropo.
A simple vista se distinguen únicamente dos tipos de tejido óseo, que son el
trabecular y el cortical, los extremos de los huesos largos están formados en su
longitud por una capa delgada y densa de hueso cortical, pero en su interior
contienen hueso trabecular. La estructura real del hueso solamente puede ser
apreciada a nivel microscópico, en donde se distingue que el hueso cortical está
45
TESIS DE DOCTORADO
compuesto de lamelas, estas se encuentran agrupadas de forma regular con
geometría cilíndrica; por el contrario, el hueso trabecular se encuentra conformado
por lamelas alineadas de manera irregular. Algunos autores [9, 10, 11] consideran
ambos tipos de huesos como un solo material, caracterizándolo por su variable
densidad y porosidad. En cambio otros [12, 13, 14] consideran que se encuentran
conformados por materiales distintos. A pesar de estas consideraciones, se tiene
identificado que el hueso trabecular es más activo que el hueso cortical, y se
encuentra en remodelación casi constante. Así mismo, los valores de las
propiedades mecánicas en el hueso cortical se encuentran influenciados por la
porosidad y el porcentaje de mineralización principalmente, además, estas
propiedades son diferentes para cada región y tipo de hueso en un mismo tejido
óseo.
Las propiedades mecánicas del hueso cortical varían de individuo a individuo, a
pesar de que la densidad es la misma, el módulo elástico a lo largo del hueso es más
variable que alrededor de su circunferencia. Por otro lado, en el hueso trabecular, las
propiedades mecánicas varían considerablemente en su periferia y a lo largo del
mismo.
De manera general, las diferencias entre las propiedades mecánicas del hueso
trabecular son mayores que las correspondientes al hueso cortical y su variación
puede ser de 2 a 5 veces de hueso a hueso, por lo tanto, las propiedades mecánicas
de algún hueso en particular no pueden ser expresadas con un solo valor, así pues,
resulta más conveniente expresar tales propiedades en un rango de valores que
reflejen los resultados a nivel experimental para la mencionada zona.
Biomecánicamente, el tejido óseo puede ser considerado como material bifásico
(material compuesto), con substancias minerales en una y el colágeno en otra, tal
como ocurre en los materiales compuestos. La combinación de estas sustancias
hace más resistente al material que uno sólo de estos componentes [15].
46
TESIS DE DOCTORADO
Las propiedades mecánicas más importantes del hueso son su resistencia y su
rigidez. La aplicación de cargas causa una deformación, o un cambio en las
dimensiones del cuerpo o estructura, cuando se conoce la dirección de la carga
aplicada a una estructura tal, la deformación puede ser medida y graficada en una
curva carga-deformación. Esta es útil para determinar propiedades mecánicas en
estructuras completas,
así como también en un hueso completo, un tendón o
implante de metal. Esta información es importante en el estudio del comportamiento
y reparación de fracturas.
Las propiedades difieren en los dos tipos de huesos; el hueso cortical es más rígido
que el hueso esponjoso, con un área máxima de esfuerzo pero una deformación
mínima antes de la falla.
En pruebas in vitro del hueso esponjoso se tiene que éste tipo de tejido óseo no se
fractura cuando la deformación sobrepasa el 75%, el hueso cortical se fractura
cuando la deformación sobrepasa el 2%. Esto se debe a su estructura altamente
porosa. Sin embargo el hueso esponjoso tiene una capacidad muy grande para
acumular energía [Carter y cols, 1976 [16]. La diferencia en el comportamiento del
metal dúctil y el hueso se debe a su fluencia. En el metal se origina por la formación
de un flujo plástico pasando por el punto de cedencia, esta se forma cuando las
moléculas de la estructura de metal se han dislocado. La fluencia en el hueso (con
solicitación a tensión) se origina por el acercamiento de la microfractura de los
osteones a la línea de cemento [17].
2.9 Anatomía de la cadera
La cadera es la articulación proximal móvil más flexible del cuerpo, puede rotar unos
140º hacia atrás, unos 15º hacia fuera y 30º hacia adentro. Su función principal es
orientar al miembro inferior en todas las direcciones del espacio, para lo cual está
dotada de tres ejes y tres grados de libertad de movimiento. La figura 2.5 muestra
una vista de esta articulación.
47
TESIS DE DOCTORADO
Figura 2.5 Corte frontal de la articulación de la cadera.
2.10 Anatomía de la pelvis
La pelvis lo conforman un conjunto de dos grandes huesos, estos a su vez, se
encuentran formados por tres más pequeños, que se unen por la parte de adelante
con la articulación del pubis. Por la parte de atrás se articulan con el sacro, todo esto
es resultado de la fusión de 5 vértebras. En la parte externa e inferior de la pelvis se
encuentran dos cavidades articulares, una situada a la derecha y otra a la izquierda,
estas alojan a la cabeza del fémur para formar la articulación de la cadera, también,
la pelvis sirve de protección a los diferentes organos que contiene figura 2.6.
La pelvis une el raquis con el esqueleto de los miembros inferiores, está formado
delante y a los lados por el hueso coxal, constituido por la soldadura del isquion, y el
pubis, detrás comprende dos piezas óseas el sacro y el coxis. Las uniones entre los
huesos se realizan mediante gruesos ligamentos elásticos, ello hace que la pelvis
sea fuerte y estable, capaz de proteger los órganos pélvicos, especialmente la vejiga
y el intestino grueso.
48
TESIS DE DOCTORADO
Figura 2.6 Anatomía de la pelvis y sus elementos principales.
El ilion, pubis y el isquion contribuyen a la formación del acetábulo figura 2.7.
Figura 2.7 Muestra la pelvis en una vista lateral en la cual puede
apreciarse la fosa que aloja a la cabeza del fémur, por debajo de ésta se
aprecia el isquion, que es el hueso más fuerte y el más inferior de la
pelvis.
49
TESIS DE DOCTORADO
2.11 Anatomía del fémur
Considerado el hueso más largo y resistente del cuerpo, ya que soporta todo el peso
del cuerpo al correr, al estar de pie o al caminar. En el extremo superior tiene una
apófisis redondeada, la cabeza, la cual se articula con la cavidad correspondiente del
coxal para formar la articulación de la cadera, en el extremo inferior se articula con
los huesos de la pierna para formar la rodilla figura 2.8.
Figura 2.8 Vista frontal del fémur.
La extremidad superior del fémur se halla constituida por un gran saliente esférico
denominado cabeza del fémur, el cual está unido al resto del hueso por una porción
estrecha o cuello anatómico del fémur, en cuya base se encuentran dos salientes
rugosos, conocidos con los nombres de trocánteres mayor y menor [18].
La cabeza del fémur se halla vuelta hacia arriba, adentro y adelante,
correspondiendo casi a los dos tercios de una esfera; es lisa y presenta, un poco
abajo de su centro, una depresión, cuya superficie rugosa se halla perforada por
50
TESIS DE DOCTORADO
agujeros vasculares y sirve de inserción al ligamento redondo de la articulación de la
cadera figura 2.9.
Foseta para el
ligamento redondo
Cabeza
Borde superior del fémur
Faceta para el obturador interno
Faceta para el piramidal
Trocánter mayor
Fosa digital
Borde inferior
del cuello
Cresta
intertrocantérica
posterior
Trocánter menor
Cresta del vasto interno
Cresta del pectíneo
Cresta del glúteo mayor
Cresta del aductor menor
Figura 2.9 Extremidad superior del fémur, cara posterior [2].
El cuello del fémur es la parte de la extremidad comprendida entre la cabeza por
dentro y los trocánteres y líneas intertrocantéricas por fuera; se halla dirigido
oblicuamente de adentro afuera y de arriba abajo, formando con el cuerpo del hueso
un ángulo de 130º .
El cuerpo del fémur se desarrolla mediante un cuerpo primitivo que aparece en el
segundo mes de la vida fetal. Tres centros secundarios originan la extremidad
superior: cabeza, gran trocánter y pequeño trocánter y aparecen en los dos, cinco y
ocho años, respectivamente. La incorporación de los trocánteres con el cuerpo se
verifica entre los dieciséis y los dieciocho años, la de la cabeza hacia los veinte, y la
de la extremidad inferior no queda terminada hasta los veinte o veintidós años.
La cabeza del fémur, es mayor en los hombres que en las mujeres, y forma dos
tercios de esfera. El tamaño y la forma de la cabeza femoral determinan el tamaño y
la forma del acetábulo. Por ende, una cabeza pequeña le corresponde a un
acetábulo pequeño, mientras que una cabeza aplanada corresponde a un acetábulo
aplanado.
51
TESIS DE DOCTORADO
La diáfisis del fémur gira sobre su propio eje, por lo que la línea que pasa por el
centro de la cabeza femoral y por el punto medio del trocánter mayor, tiene un ángulo
de inclinación respecto a la línea que es paralela al plano frontal y que pasa por el
punto medio de los cóndilos femorales. A este ángulo se le conoce como
anteversión. La figura 2.10 muestra un esquema donde se aprecia el ángulo de
anteversión desde una vista inferior (los cóndilos aparecen en primera instancia) y
una vista superior (la cabeza, el cuello y el trocánter mayor aparecen primero).
Figura 2.10
a) Anteversión del fémur observada desde los cóndilos (vista inferior).
b) Anteversión del fémur observada desde la cabeza femoral (vista superior)
(Eftekar NS: Total hip artrhoplasty. Edit. Mosby, 1993) [19]
2.12 Fisiología articular de la cadera
La cadera es la articulación proximal (superior, en este caso) del miembro inferior.
Una sola articulación es la responsable de realizar todos los movimientos de la
cadera: la articulación coxofemoral, la cual es una enartriosis (articulación formada
por una esfera y su receptáculo) muy firme. Al contrario del hombro, la cual es un
articulación llamada enartrosis, la cadera posee una mayor estabilidad. Su
estabilidad es tal que es considerada como una articulación de difícil luxación de
todas las que conforman el cuerpo humano [20].
2.13 Movimientos de flexión de la cadera.
La flexión de la cadera es el movimiento que aproxima la cara anterior del muslo
hacia el tronco, de tal modo que el muslo y el miembro inferior, en conjunto, quedan
52
TESIS DE DOCTORADO
colocados por delante del plano frontal que pasa por la articulación (figura 2.10).
Existen dos tipos de flexión de la cadera, la activa y la pasiva. La flexión activa se
realiza elevando el miembro inferior, ya sea con la rodilla extendida o doblada, pero
sin ayudarse con las manos. Sin doblar la rodilla se alcanza una amplitud de 90°. Por
lo contrario, si se dobla la rodilla, se alcanzan los 120° de amplitud.
En lo concerniente a la flexión pasiva, su amplitud sobrepasa los 120°. Si la rodilla se
encuentra en extensión, la amplitud alcanzada es mucho menor que con la rodilla en
flexión; en este último caso, la amplitud sobrepasa los 140° y el muslo casi hace
contacto con el tórax.
Figura 2.11 Movimientos básicos de la articulación de la cadera y su
designación (Adrian y Cooper: Biomechanics of human movement, Ed.
WCB Brown & Benchmark, 1995, [21].
2.13.1 Movimientos de extensión de la cadera.
La extensión conduce el miembro inferior hacia atrás del plano frontal (figura 2.11).
La amplitud de la extensión de la cadera es mucho menor que la de flexión y se halla
limitada por la tensión que desarrolla el ligamento iliofemoral.
53
TESIS DE DOCTORADO
La extensión activa es de mayor amplitud que la pasiva. Cuando la rodilla se
encuentra en extensión, la extensión de la cadera es más amplia (20°) que cuando
se halla en flexión. Alternativamente, la extensión pasiva que tiene lugar al adelantar
un pie, inclinando el cuerpo hacia adelante mientras el otro permanece inmóvil, la
amplitud es sólo de 20°. Si estiramos con fuerza el miembro inferior hacia atrás se
conseguirá una extensión de 30°.
Se sobreentiende que las amplitudes que se citan corresponden a sujetos normales,
no adiestrados. Se pueden conseguir aumentos considerables de amplitud con la
práctica de ejercicios adecuados.
2.13.2 Movimientos de abducción de la cadera
El mencionado movimiento lleva al miembro inferior en dirección hacia afuera y lo
aleja del plano de simetría del cuerpo (figura 2.11).
Si en teoría es posible efectuar un movimiento de abducción en una sola cadera, en
la práctica, la abducción de una cadera va acompañada de una abducción y
automática de la otra. El rango máximo de abducción es de 90°, no obstante en
personas adiestradas como los bailarines de ballet, se alcanzan amplitudes de 130°
en abducción activa.
2.13.3 Movimientos de aducción de la cadera
La aducción lleva al miembro inferior hacia al plano de simetría del cuerpo. Dado que
en la posición de referencia los dos miembros inferiores se hallan en contacto, el
movimiento de aducción pura no existe. Sin embargo, existen movimientos de
aducción relativa cuando a partir de una posición de abducción llevamos al miembro
inferior hacia la línea de simetría del cuerpo. También existen los movimientos de
aducción combinados con extensión de la cadera y movimientos de aducción
combinados con flexión de la cadera.
54
TESIS DE DOCTORADO
2.13.4 Movimientos de rotación longitudinal de la cadera
La mejor posición para apreciar la amplitud de los movimientos de rotación, es
cuando el sujeto se acuesta boca abajo o sentado en el borde de una mesa con las
rodillas en ángulo recto.
Con el sujeto acostado boca abajo, la posición de referencia se obtiene cuando la
pierna en flexión de 90° sobre el muslo, está vertical. A partir de esta posición,
cuando la pierna se inclina hacia afuera, medimos la rotación interna cuya amplitud
total es de 30 a 40°. Cuando la pierna se inclina hacia adentro, medimos la rotación
externa, cuya amplitud total es de 60°. Con el sujeto en el borde de una mesa, con la
cadera y la rodilla flexionadas en ángulo recto, se mide, del mismo modo, la rotación
externa cuando se lleva la pierna hacia adentro, mientras el muslo gira acompañando
al movimiento; y la rotación interna cuando la pierna se lleva hacia afuera. En esta
posición, la amplitud total de la rotación externa puede ser mayor que en la posición
de acostado, pues la flexión de la cadera distiende los ligamentos iliofemorales y
pubofemorales que son los factores principales de limitación de la rotación externa.
2.14 Estabilidad de la cadera.
El papel de los músculos en la estabilidad de la cadera es esencial. Aquellos, cuya
dirección paralela al cuello femoral (figura 2.12) sujetan la cabeza al acetábulo; tal es
el caso de los pelvitrocantéreos (1 piramidal, 2 obturador externo), así como de los
glúteos, en especial con el menor y el mediano (3); los cuales en conjunto forman los
llamados músculos sujetadores de la cadera, cuya resultante se muestra con una
flecha negra. por el contrario, los músculos de dirección longitudinal, como los
aductores (4), tienden a luxar la cabeza femoral por encima del acetábulo (lado
derecho de la figura 2.12), sobre todo sí el techo del acetábulo se encuentra
aplanado.
55
TESIS DE DOCTORADO
Figura 2.12 Músculos sujetadores y abductores de la cadera [20].
2.15 La cadera y sus músculos principales
Los músculos de la cadera están situados, en general, por fuera del plano sagital el
cual pasa por el centro de la articulación y cuyo trayecto discurre por fuera y por
encima del eje anteroposterior de abductor-aducción contenido en dicho plano.
El principal músculo abductor de la cadera es el glúteo mediano (1): con sus 40 cm2
de superficie de sección y su recorrido de 11 cm, despliega una potencia de 16 kgm.
su eficacia, debida a su dirección casi perpendicular a su brazo de palanca OT
(figura 2.13a), es grande.
El glúteo menor (2) es esencialmente abductor (figura 2.13b); su sección, de 15 cm2
y su recorrido de 9 cm, le proporcionan una potencia tres veces menor que la del
glúteo mediano (4.9 kgm).
56
TESIS DE DOCTORADO
El tensor de la fascia lata (3) ejerce una acción abductora muy notable sobre la
cadera en alineación normal; su potencia aproximada equivale a la mitad de la del
glúteo mediano (7.6 kgm), pero su brazo de palanca es mucho más largo que el de
este último. Asimismo, es estabilizador de la pelvis.
El glúteo mayor (4) sólo es abductor a través de sus fascículos más superiores (la
mayor parte del músculo tiene acción aductora).
El piramidal de la pelvis (5) posee una acción abductora importante, aunque es difícil
establecer su eficacia experimentalmente, por estar situado a una gran profundidad.
Figura 2.13 Músculos abductores de la cadera [20]. (Kapanji IA: Cuadernos de
Fisiología articular. Tomo 2. Ed. Toray Masson, 1977)
2.16 Los tumores del tejido óseo
Con relación a los tumores que afectan al esqueleto, estos son poco frecuentes y
forman un gran grupo (alrededor de 30 tipos diferentes, entre benignos y malignos),
con variedades derivadas del cartílago, del hueso, del tejido conjuntivo y de otras
estructuras, los tumores generalmente presentan problemas graves de diagnóstico.
57
TESIS DE DOCTORADO
Entre los tumores más comunes se encuentran el condrosarcoma, el sarcoma
osteogénico y el tumor de células gigantes. El condrosarcoma es el tumor maligno de
tejido cartilaginosos, este tipo de tumor es más frecuente en el hombre, en edades
que oscilan de los 40 y a los 60 años; casi siempre se deriva de tejido óseo normal y
aparece en pelvis, costillas, fémur, húmero, tibia, vértebras y otros huesos.
Evoluciona lentamente y puede alcanzar un gran tamaño. Este tumor tiene un buen
pronóstico, en virtud de que la supervivencia es de más del 50 por ciento a los 5
años después del tratamiento quirúrgico radical (eliminación completa del tumor,
también denominada “resección en bloque”, con márgenes amplios, o sea, se
eliminan tejidos aparentemente sanos con el fin de evitar la recurrencia local.).
El sarcoma osteogénico es un tumor muy agresivo, se presenta en niños o jóvenes
menores de 20 años de edad, predomina en el sexo masculino y es más frecuente
en la metáfisis distal del fémur (cerca de la rodilla) y la proximal de la tibia (también
cerca de la rodilla), aunque también se observa en otros huesos como húmero,
vértebras, costillas y pelvis. Clínicamente se inicia con dolor, discreto aumento de
volumen y mayor visibilidad de las venas superficiales, que rápidamente se
acompañan de pérdida de peso y otras manifestaciones de ataque al estado general.
Este tumor se disemina tempranamente por vía hematógena (sanguínea), dando
metástasis sobre todo a pulmones y cerebro; el pronóstico es grave y la sobrevida a
5 años es menor al 5 por ciento.
El tumor de células gigantes aparece en individuos de 20 a 40 años de edad y tiene
predilección por el tercio distal del radio (cerca de la muñeca) y del fémur (cerca de la
rodilla), y el proximal de la tibia (también cerca de la rodilla), aunque también puede
ocurrir en vértebras y en costillas; se caracteriza por aumento de volumen y dolor en
la zona afectada, con la incapacidad funcional concomitante. Más de la mitad de
estos tumores recurren después de extirpaciones quirúrgicas (resecciones en
bloque) incompletas (márgenes quirúrgicos insuficientes), y cerca del 10 por ciento
dan metástasis y muestran todas las características de neoplasias malignas; pero por
58
TESIS DE DOCTORADO
desgracia no se distinguen microscópicamente de los que tienen un comportamiento
más benigno.
Las células neoplásicas (o tumorales) difieren de las normales en un gran número de
características anatómicas, funcionales y bioquímicas que permiten distinguirlas
entre sí; no obstante, las características más sobresaliente de las células
neoplásicas, desde un punto de vista médico-biológico es que las células afectadas
muestran un comportamiento radicalmente distinto al de los elementos normales.
Las principales características de las neoplasias son los siguientes:
-
Las neoplasias son trastornos en el crecimiento y diferenciación de las células. La
mayor parte de las células neoplásicas conservan suficientes características
estructurales y funcionales para identificar su origen, lo que permite que se
puedan identificar cuando se observan al microscopio (diagnóstico histológico) y
la clasificación de los tumores.
-
La velocidad de crecimiento de los tumores es excesiva. Esto es más evidente en
los tumores malignos. Ciertas neoplasias benignas permanecen sin crecer por
largos periodos.
-
El crecimiento tumoral es progresivo e ilimitado. Esta propiedad permite distinguir
a las neoplasias de otros trastornos del crecimiento, como hiperplasia e
hipertrofia; los tumores crecen indefinidamente y nunca llegan a alcanzar un
equilibrio o tope máximo.
-
La alteración neoplásica incluye un cambio intrínseco y hereditario en la célula
afectada. La naturaleza íntima del cambio que transforma una célula normal en
otra neoplásica es de una mutación. Por ser hereditaria la transformación
neoplásica, el trastorno es independiente de la causa que lo produjo, por lo que la
59
TESIS DE DOCTORADO
masa tumoral se deriva de una o unas cuantas células que originalmente sufrieron
la mutación.
-
El crecimiento neoplásico es autónomo. Esta es la propiedad más característica
de los tumores y determina, que aun aquellos mejor diferenciados, no se
comportan de la manera altamente integrada e interdependiente en que lo hacen
los elementos normales de un organismo multicelular.
Es importante destacar que la neoplasia, o tumor, es un trastorno del crecimiento y la
diferenciación celular, caracterizada por un crecimiento excesivo, generalmente
rápido y progresivo, debido a múltiples causas que probablemente inducen una
mutación y que manifiesta diversos grados de autonomía de los mecanismos
normales de regulación.
La célula tumoral capaz de alejarse del tumor primario y seguir creciendo lejos de él
en otro órgano lo hace en tres etapas, las cuales son:
-
Invasión, previamente mencionada
-
Embolia o transporte, que representa el acarreo por linfa, sangre, líquido seroso o
secreción epitelial de las células neoplásicas hasta llegar a su destino final
-
Multiplicación y formación de nódulo, que invade los tejidos vecinos y deriva de
ellos el estroma necesario para su subsistencia
Los principales caminos de diseminación metastásica son:
-
Linfática, que es la más frecuente en los carcinomas y da como resultado las
metástasis en los ganglios de drenaje del sitio afectado.
-
Hematógena, que es característica de los sarcomas, pero también se observa en
ciertos carcinomas, es responsable de las metástasis pulmonares, hepáticas y
óseas.
-
Linfohematógena, combinación de las dos anteriores.
60
TESIS DE DOCTORADO
-
Transcelómica, casi exclusiva de carcinomas, consiste en la descamación de un
tumor en una cavidad serosa (peritoneo, pleura, meninges) con formación de
nódulos independientes.
-
Por conductos perforados y revestidos de epitelio, como ocurre con los tumores
de la pelvicilla renal, que pueden dar metástasis en el útero o en la vejiga urinaria.
Es importante tener siempre presente que los tumores se clasifican según su
pronóstico en benignos y malignos. Una neoplasia benigna es aquella que dejada a
su evolución espontánea no pone en peligro la vida del huésped y, en general,
produce manifestaciones clínicas menores o poco graves. En cambio, una neoplasia
maligna que evoluciona sin interferencias, generalmente resulta en la muerte del
huésped, precedida de graves manifestaciones clínicas [6].
2.17 El sistema inmunitario
En el transcurso de la evolución se desarrolló un sistema reparador y de defensa
plenamente funcional, el primero constituido por células especialmente diseñadas
para cumplir tal función (sistema inmunitario celular), el sistema de defensa formado
por moléculas especiales (sistema inmunitario humoral). Los mamíferos disponen del
sistema inmunitario más desarrollado y complejo; a él pertenecen aproximadamente
el 20 % de todas las células y alrededor del 80 % de las moléculas proteicas del
organismo.
El organismo humano se compone de tan sólo 22 tipos básicos de moléculas
proteicas. Cada una de las numerosas moléculas proteicas (proteínas) pertenece a
alguno de estos 22 tipos básicos diferentes, es decir, a una de las llamadas
superfamilias de proteínas. Las moléculas proteicas pertenecientes a una misma
familia poseen una misma estructura básica idéntica, que luego puede presentar
infinitas variaciones por la simple incorporación de otras moléculas. De las 22
superfamilias de proteínas, 18 participan de una u otra forma en el sistema
61
TESIS DE DOCTORADO
inmunitario. La superfamilia de proteínas más importante es la llamada superfamilia
de las inmunoglubinas. Dentro de este tipo básico de moléculas proteicas se incluyen
todas las fracciones de anticuerpos (inmunoglobinas) y muchas moléculas situadas
en la superficie de las células, que se encargan de la comunicación y el contacto
directo entre las células.
El sistema inmunitario no se localiza en un lugar concreto, sino que se encuentra
distribuido de forma difusa por todo el organismo. Junto al cerebro, es el único
órgano que dispone de una especie de memoria y almacena información. El sistema
nervioso y el sistema inmunitario están intercomunicados. Cada sistema comprende
y domina el lenguaje del otro, lo que le capacita para reaccionar adecuadamente. El
descubrimiento de esta estrecha interconexión tiene una importancia fundamental
para el conocimiento de las enfermedades. El sistema inmunitario es capaz de
interferir de forma directa en las funciones neuronales; a la inversa, el sistema
nervioso también es capaz de influir directamente sobre el sistema inmunitario.
Las células inmunitarias utilizan, además del sistema de vasos sanguíneos, un
sistema de transporte propio. Este sistema de vasos linfáticos tiene distribuidos por el
organismo, una serie de centros coordinadores (ganglios linfáticos) de las células
inmunitarias. Ahí es donde tiene lugar la identificación del antígeno. El sistema de
vasos linfáticos y la circulación sanguínea están comunicados estrechamente a
través de la médula ósea. A partir de ahí se liberan y distribuyen por todo el
organismo tan pronto como surge la necesidad.
Al margen de los ganglios linfáticos, el bazo y el timo también cumplen una función
importante como reservorios de las células inmunitarias. Mientras que el bazo
constituye un auténtico depósito de células dentro del sistema linfático, el timo actúa
como “escuela” del sistema inmunitario. Las células inmunitarias jóvenes, inmaduras,
se desarrollan y convierten aquí en linfocitos T dependientes del timo. Antes de ello
62
TESIS DE DOCTORADO
no estarían capacitadas para cumplir sus funciones de defensa, reconocer y destruir
los cuerpos extraños en el organismo.
Los linfocitos B productores de anticuerpos se desarrollan y producen en otras
centrales del sistema inmunitario situadas cerca del intestino. Hasta la fecha se sabe
muy poco acerca del “equivalente Bursa” del que toman su nombre estos linfocitos.
El término “equivalente Bursa” proviene de la llamada Bursa fabricii de las aves,
debido a que fue en las gallinas donde por vez primera se identificó este órgano
como el de procedencia de los linfocitos B.
En general puede afirmarse que el espectro de funciones del sistema inmunitario
abarca dos ámbitos:
•
La defensa inmunitaria mediada por células (sistema inmunitario
celular)
-
Linfocitos T; dentro de los cuales se distinguen varios tipos, entre ellos
los linfocitos que destruyen las células (citotóxicos) y las células
asesinas.
-
Células asesinas naturales; en un sentido amplio se incluyen dentro de
los linfocitos T.
-
Monocitos; se convierten también en macrófagos (células devoradoras
de gran tamaño).
-
Granolucitos; también llamados macrófagos (células devoradoras
pequeñas).
•
La defensa inmunitaria mediada por moléculas (sistema inmunitario
humoral)
-
Anticuerpos; producidos por los linfocitos B.
-
Proteínas del complemento.
-
Mensajeros celulares.
63
TESIS DE DOCTORADO
2.18 Inmunología
Se denomina así, al estudio del sistema inmunológico del organismo, en sus inicios,
era una rama de la medicina que estudiaba la defensa o resistencia frente a las
infecciones, pero su campo de estudio se ha ampliado en el curso de las últimas
cuatro décadas y actualmente abarca todos los fenómenos y mecanismos que
discriminan entre lo propio, es decir, los mecanismos, moléculas, células y tejidos del
cuerpo y todo lo que pertenece a ellos, y también lo ajeno, todo lo que procede de
fuera del cuerpo, lo que le es extraño. En este último apartado se incluyen los
microorganismos infecciosos como los protozoos, hongos, bacterias, microplasmas y
virus, los parásitos, las toxinas y venenos de tamaño suficiente y composición
apropiada, los tumores y las células neoplásicas, los trasplantes y las células o
moléculas transfundidas de animales no idénticos genéticamente.
2.18.1 La defensa inmunitaria
En relación con la “defensa inmunitaria celular específica”, el sistema inmunitario
produce
células
especiales,
las
llamadas
células
citotóxicas,
destinadas
especialmente a la lucha contra un determinado antígeno (p. ej. Toxinas, agentes
patógenos, células tumorales).
La función de las células citotóxicas específicas es destruir las células tumorales o
células del organismo infectadas por virus. Generalmente, esto se realiza
directamente a través del contacto de la célula citotóxica con la “célula extraña”.
Además de los linfocitos T citotóxicos específicos, también actúan como células
destructoras las células asesinas inespecíficas y los macrófagos. A diferencia de las
células inmunitarias específicas, las inespecíficas no están especializadas en un
antígeno determinado. Funcionan y deciden de forma prácticamente independiente.
LINFOCITOS T.- Son los portadores de la inmunidad específica mediada por células.
Como linfocitos asesinos o linfocitos destructores de células (citotóxicos), reconocen
64
TESIS DE DOCTORADO
y destruyen las células extrañas. Como células T de memoria, almacenan
información sobre el antígeno al primer contacto con éste con objeto de inducir la
producción rápida de linfocitos T citotóxicos especialmente capacitados en el caso de
que se produjera un nuevo contacto con dicho antígeno. Las llamadas células
auxiliares T únicamente intervienen en la producción de anticuerpos por parte de los
linfocitos B.
Lamentablemente, este sistema puede fallar. Por causas que todavía no se conocen,
algunos linfocitos T no reciben el “adiestramiento adecuado” y atacan a las células
sanas del propio organismo. Según todos los indicios, estos linfocitos T constituyen
un elemento patógeno importante en diversas enfermedades autoinmunes.
2.18.2 Células de defensa del sistema inmunitario
Todo organismo posee varias superficies que lo delimitan del medio exterior. La piel,
y en particular las mucosas del aparato digestivo, proporcionan una superficie de
ataque de gran tamaño. Como sea que a través de estas superficies deben poder
transportarse diversas sustancias (nutrientes, sales, agua), es lógico que aquí se
requiera una forma especial de defensa inmunitaria.
La defensa a cargo de los anticuerpos no es lo suficientemente rápida ni en las
mucosas,
ni
en
el
tejido
conectivo.
A
este
nivel
deben
existir
células
inmunocompetentes disponibles para “entrar en acción” de forma inmediata. Un buen
ejemplo de ello es el pulmón. Para garantizar un intercambio gaseoso suficiente
entre la sangre y el aire de la respiración, se requiere una superficie de contacto lo
más extensa posible.
El tejido pulmonar está compuesto de múltiples vesículas pequeñas (alveolos):
extendido, ocuparía una superficie enorme. Esta superficie apenas está protegida
65
TESIS DE DOCTORADO
para que el intercambio gaseoso a través de las membranas pueda realizarse sin
obstáculos. Aún así, el pulmón consigue eliminar los numerosos gérmenes que
penetran en su interior junto al aire de la respiración. Esta función de defensa la
realizan los llamados macrófagos alveolares, que forman una red tupida que cubre
toda la superficie del tejido alveolar y que protege al pulmón y al organismo entero
frente al medio exterior. Esta barrera defensiva atrapa y analiza los agentes
patógenos. Posteriormente, los macrófagos comunican la información obtenida a
otros lugares del sistema inmunitario.
Los macrófagos tisulares cumplen funciones similares para el sistema inmunitario en
la mucosa oral e intestinal, mucosa vaginal así como en la mucosa ocular. La piel
normal dispone de un manto protector de queratina. Más profundamente, en el
estrato dérmico se localizan las células de Langhans. Estas representan
aproximadamente el 2% de todas las células cutáneas.
Los macrófagos pertenecen a un sistema superior (SFM = sistema fagocítico
monocelular, antes llamado SRE o SRH). Todas las células pertenecientes a este
sistema cooperan estrechamente y constituyen una unidad funcional. Se encargan
también de la eliminación y desintoxicación, tanto de las partículas de humo en el
pulmón, como de los desechos celulares (detrirus), antígenos fijados por anticuerpos
(inmunocomplejos) y células viejas o deterioradas del propio organismo. No es de
extrañarse que en el hígado, el principal órgano de desintoxicación, se encuentre a
representantes de la familia de los macrófagos; las llamadas células estrelladas de
Kupffer.
Los macrófagos circulantes pueden moverse libremente por los tejidos. Engloban al
material extraño y lo destruyen o fagocitan (fagositosis). De forma similar a las
células asesinas, los macrófagos son capaces de identificar y destruir células
cancerosas o células infectadas por virus. Filogenéticamente, los fagocitos
circulantes son el sistema de defensa más antiguo creado por la naturaleza para
66
TESIS DE DOCTORADO
proteger a los organismos pluricelulares. Encontramos precursores primitivos de los
macrófagos, por ejemplo, en los hongos.
Durante mucho tiempo apenas se prestó atención a esta parte de la defensa. Ha sido
sólo desde hace unos pocos años que ha comenzado a reconocerse la importancia
primordial de los macrófagos; estos captan las sustancias extrañas (antígenos) y las
muestran (presentan) a otras células inmunitarias. Es entonces cuando se decide
que mecanismo de defensa (celular o humoral) conviene activar.
2.18.3 Células asesinas naturales
Dentro de las células inespecíficas destructoras de células (citotóxicas) se incluyen
las denominadas células asesinas naturales (células AN). Estas no son
descendientes directos ni de los linfocitos, ni de los macrófagos. En la identificación
de una célula diana que debe de ser destruida; no utiliza el patrón de reconocimiento
de superficie específico habitual entre las células, sino que realizan una selección
propia. Por este motivo, sus posibilidades de detectar células anómalas (células
defectuosas o infectadas por virus) son mucho mayores.
Además de las poblaciones celulares mencionadas, también los granulocitos
desempeñan un papel importante como células inmunitarias inespecíficas. Estos son
atraídos hacia el foco de inflamación por sustancias mediadoras o componentes
bacterianos.
Estas
células
fagocíticas
participan
en
gran
medida
en
la
“desintoxicación” de los tejidos, en la eliminación de sustancias extrañas.
Casi todos los animales son capaces de organizar una respuesta defensiva contra
sustancias ajenas; esto es lo que se llama respuesta inmunitaria. El estudio del
desarrollo natural de los mecanismos que intervienen en la respuesta inmunitaria es
el objeto principal de la inmunología y la investigación inmunológica. Las respuestas
inmunitarias se clasifican en innatas (las que ocurren sin exposición previa a la
67
TESIS DE DOCTORADO
sustancia, el organismo o el tejido ajenos) y adquiridas (las que requieren exposición
previa al material ajeno).
2.19 Defensa inmunitaria humoral
La multiplicación de las células inmunitarias requiere tiempo y energía. A esto hay
que añadir que en el organismo no se pueden poner en circulación las cantidades
que se desee de células inmunitarias. De lo contrario, llegaría un momento en que
se alterarían las demás funciones de la sangre como por ejemplo el transporte de
oxígeno. Esto hizo que la naturaleza desarrollara un sistema de defensa adicional
formado por componentes eficientes, de menor tamaño y que pueden multiplicarse
prácticamente sin límites.
Las sustancias defensivas solubles en la sangre son las que constituyen la “defensa
inmunitaria humoral” o también conocida como defensa inmunitaria celular. Se trata
en la mayoría de los casos de péptidos y proteínas, entre las cuales se incluyen
también las inmunoglobulinas (anticuerpos), las proteínas del complemento y las
sustancias mensajeras celulares (citocinas). Todas las sustancias defensivas citadas
son producidas fundamentalmente por las células del sistema inmunitario.
2.20 Anticuerpos y linfocitos B
Forman parte de la inmunidad humoral específica, se basa fundamentalmente en la
síntesis de proteínas defensivas específicas: son los llamados anticuerpos. Estos son
producidos por los linfocitos B, para lo que se requiere la colaboración de una célula
auxiliar T específica que cumple una especie de función de control. Tras el contacto
con un antígeno, los linfocitos B se transforman en plasmocitos productores de
anticuerpos o bien en células B de memoria.
68
TESIS DE DOCTORADO
Los innumerables anticuerpos del organismo humano pueden clasificarse en varias
clases (clases A, M, G y E). La función principal de los anticuerpos consiste en
identificar antígenos (microorganismos, toxinas, etc.), unirse a ellos y marcarlos
como “extraños”. La síntesis de un anticuerpo a medida es laboriosa. El sistema
inmunitario tiene en reserva unos cuantos millones de variantes de anticuerpos con
el fin de poder reaccionar frente a un antígeno sin pérdida de tiempo, es decir, para
actuar en un primer nivel de defensa. El linfocito B, capaz de producir el anticuerpo
más adecuado, es el encargado de la producción y multiplicación de dicho
anticuerpo.
Mientras se libera el “equipo básico” de anticuerpos primarios y se inicia la lucha
contra los invasores. El sistema inmunitario prepara el segundo nivel defensivo. Las
informaciones obtenidas sobre el antígeno han sido ya enviadas a los linfocitos B
especializados, que ahora aprovechan el tiempo ganado para producir anticuerpos
específicos.
2.21 Defensa humoral inespecífica
Conocido también como el sistema del complemento, es la forma más antigua de
inmunidad humoral. Se trata de una serie de enzimas organizadas en una cadena de
reacciones similar a la del sistema de coagulación. Inicialmente, en las formas de
vida más antiguas (menos evolucionadas), el sistema del complemento era bastante
más primitivo que el de los mamíferos. Se fue desarrollando a lo largo del tiempo y
finalmente se perfeccionó con la incorporación del sistema de anticuerpos
desarrollado más tarde.
Para el sistema del complemento, lo rutinario es que las bacterias lleven en su
superficie
estructuras
moleculares
“extrañas”
muy
típicas
(por
ejemplo
lipolisacáridos). Sin necesidad de “consultar a nadie”, el sistema del complemento
69
TESIS DE DOCTORADO
puede iniciar inmediatamente la cascada de reacciones, al término de la cual la
célula bacteriana muere “perforada” en varios lugares. Esta vía de activación directa
a través de la proteína C3 del complemento sin la intervención de los anticuerpos,
recibe el nombre de “vía alternativa”. Se trata del “sistema del complemento original”
inespecifico.
La activación directa del sistema del complemento se inhibe cuando una sustancia o
célula no puede ser clasificada con precisión debido a su estructura molecular. Por
razones de seguridad, el sistema inmunitario realiza un control. La activación del
complemento no se pone en marcha hasta que los anticuerpos hayan marcado
claramente como “extraño” al antígeno en cuestión. Otra molécula del complemento
(Clq) se sitúa en un lugar concreto del complejo antígeno-anticuerpo y activa el resto
del sistema del complemento. Esta vía de activación del complemento es específica
por estar mediada por anticuerpos. El lugar del anticuerpo al que se le une la
proteína del complemento se conoce con el nombre de región CH2. Esta es una de
las unidades moleculares con las que se construye el esqueleto de los anticuerpos y
otras muchas moléculas de la membrana celular.
Podríamos preguntarnos a qué se debe que las proteínas del complemento no se
unan a cualquier anticuerpo. La razón es muy sencilla. Un anticuerpo que no se ha
unido a ningún antígeno mantiene ocultos sus puntos de unión sensibles. Esta zona
– la unidad molecular región CH2 – sólo es accesible a la proteína del complemento
Clq en el caso de que el anticuerpo haya fijado un antígeno. Este fenómeno se debe
a un cambio en la conformación; el anticuerpo adopta otra forma en la que, por así
decir, levanta los brazos. Desafortunadamente, este sistema no siempre funciona
correctamente. Después de que las células han sido marcadas como “extrañas” por
los anticuerpos, se pone en marcha el sistema del complemento en forma de una
cascada de reacciones que ya no es posible detener. Si erróneamente se marcaron
como extrañas células sanas del propio organismo, estas serán destruidas de forma
imparable. Esto ocurre en ocasiones, aunque no es muy frecuente y conduce al
70
TESIS DE DOCTORADO
desarrollo o al empeoramiento de diversas enfermedades autoinmunes como
reumatismos, ciertas inflamaciones renales (glomerulonefritis), esclerosis múltiple y
otros.
2.22 Los inmunocomplejos
Cuando
el anticuerpo se fija a un antígeno se forma un inmunocomplejo. Esta
caracterización de las sustancias u organismos extraños es el instrumento de una
defensa funcionante. La identificación de cuerpos “extraños” y la defensa a cargo de
los anticuerpos es altamente específica y eficiente. Posee simultáneamente efectos
estimulantes
e
inhibidores
sobre
la
inmunidad
celular.
Normalmente,
los
inmunocomplejos estimulan las células inmunitarias del SFM. Sin embargo, si el
número de complejos antígeno-anticuerpo sigue aumentando, se inhibe la fagositosis
desarrollada por los fagocitos y, por consiguiente, también el sistema de depuración.
Esto ocurre sobre todo cuando se forman inmunocomplejos cuyo tamaño es algo
anormal debido a las proporciones dominantes entre antígenos y anticuerpos. Los
inmunocomplejos bloquean o “atascan” el sistema de depuración. Ya no se limitan
por medio de la fagocitosis y permanecen en el tejido o circulando en la sangre o en
la linfa. Estos inmunocomplejos favorecen las inflamaciones, incrementan la
formación de fibrina e inhiben las células inmunitarias.
Los inmunocomplejos patógenos se acumulan en determinados grupos de moléculas
de los receptores de las células sanas. En función de su estructura, y según el
principio llave-cerradura, la anexión puede producirse preferentemente en el órgano
cuyas células poseen receptores por los cuales los inmunocomplejos poseen una
especial afinidad. De este modo, las células sanas quedan marcadas como
“extrañas” y pueden ser víctimas de la activación de la reacción del complemento
(activación de la cascada del complemento a través de Clq con destrucción de la
célula) o de un ataque directo de las células destructoras de células (citotóxicas).
71
TESIS DE DOCTORADO
Este fallo en la regulación del sistema inmunitario es la causa principal de ciertas
inflamaciones renales (glomerulonefritis), neuritis y enfermedades de tipo reumático.
En numerosos estudios se ha demostrado que la medición de concentraciones
elevadas de estos inmunocomplejos en la sangre es indicativa de que la evolución de
la enfermedad es de mal pronóstico.
La investigación en inmunología ha experimentado un avance espectacular en los
últimos quince años, cuyo final y consecuencias son todavía imprevisibles. La
introducción de nuevas tecnologías y métodos de medición ha permitido aclarar
muchos entresijos y funciones del sistema inmunitario. Cada vez se adquiere mayor
conciencia sobre la importancia primordial de dicho sistema [22]
2.23 Sumario
Con lo anteriormente expuesto, se puede concluir que el hueso es un tejido vivo y
que se encuentra en constante cambio (remodelación), aunado a esta característica,
se distinguen dos tipos de tejidos óseos que son el trabecular y el cortical; con una
composición química similar pero de diferente grado de porosidad.
Aspectos relacionados con las estructuras involucradas en el presente análisis se
enuncian en el presente capítulo. Así mismo, conceptos básicos sobre problemas
que aquejan a este tipo de tejidos, como lo son los tumores son abordados. También,
algunos conceptos básicos sobre inmunología son mencionados, con todo esto, se
pretende tener los conocimientos necesarios sobre la anatomía de las partes
involucradas y aspectos relevantes que nos permitan continuar con el desarrollo del
presente trabajo de investigación. En el capítulo siguiente se tratarán temas
relacionados a materiales de las prótesis e implantes.
72
TESIS DE DOCTORADO
2.24 Referencias
[1]
[2]
[3]
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TESIS DE DOCTORADO
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74
TESIS DE DOCTORADO
Capítulo 3
MATERIALES EMPLEADOS EN LA
FABRICACIÓN DE PRÓTESIS E
IMPLANTES
Se mencionan tópicos relacionados al implante, así
como la biocompatibilidad del material. De la
misma manera, se describen las respuestas de los
diferentes materiales que se emplean con mayor
frecuencia y, se enuncian conceptos que
ocasionan el aflojamiento del implante.
75
TESIS DE DOCTORADO
3.1 Materiales que se emplean para la fabricación de las prótesis internas
Las denominadas prótesis internas que se emplean en una cirugía ortopédica se
encuentran sometidos a condiciones mecánicas, biológicas y ambientales muy
severas, por este motivo se hace indispensable que los materiales utilizados en su
diseño y manufactura posean ciertas propiedades básicas indispensables como son
[1]:
-
Compatibilidad con los tejidos y los procesos fisiológicos del cuerpo humano.
-
Alta resistencia a la degradación en condiciones ambientales similares a las del
cuerpo humano.
-
Gran resistencia a la abrasión combinada con fricción mínima entre las
superficies articulares.
-
Elevada resistencia a la falla por fatiga.
Por lo que el estudio de los materiales empleados en el desarrollo de prótesis e
implantes, está estrechamente relacionados con su tipo de fijación en los tejidos del
cuerpo humano y, en las reacciones que en ellos causan. Por ello, en el presente
capítulo se considerarán ambos temas.
3.2 Estabilidad de los Implantes
Uno de los objetivos principales de los implantes, es restaurar de alguna manera, el
movimiento y la estabilidad del mismo, por lo que, para lograr la máxima longevidad
posible, se requiere obtener una gran fijación en el momento mismo de la cirugía. La
estabilidad puede definirse como la serie de eventos que deben ocurrir para lograr
una respuesta biológica equilibrada que permita la presencia de un cuerpo extraño
sujeto a grandes esfuerzos por largos periodos de tiempo sin que cause deterioro
significativo en las propiedades biológicas del receptor del implante [2].
76
TESIS DE DOCTORADO
Existen dos tipos de estabilidad:
-
La estabilidad primaria o mecánica, que es aquella que se logra en el momento
mismo de la operación.
-
Estabilidad secundaria o biológica, que se logra a largo plazo a través de
fenómenos biológicos debidos a la remodelación adaptativa del hueso.
Hasta ahora, ningún material conocido está exento de causar un posible daño
cuando se le emplea en el cuerpo por largos periodos de tiempo. Se busca que los
materiales ocasionen las menores complicaciones orgánicas. De acuerdo a este
criterio, los materiales se clasifican en: 1) Bioinertes, 2) Biotolerados y 3) Bioactivos.
De los cuales, los primeros son los que prácticamente no causan daño alguno al
huésped, en tanto que los materiales considerados como biotolerados causan daño
en el largo plazo. Por su parte, los materiales bioactivos son perjudiciales para el
huésped desde el momento en que entran en contacto con él.
3.3 Biocompatibilidad de los Metales
La biocompatibilidad de los metales está en función directa de la resistencia a la
corrosión (que libera productos de corrosión) una vez que se ha implantado. Clarke y
Hickman [3] estudiaron ampliamente este fenómeno, para lo cual midieron los
potenciales característicos y observaron que los metales con potenciales mínimos de
+ 300 milivolts tienen una resistencia a la corrosión en rangos de biocompatibilidad.
Como se observa en la tabla 3.1 los metales puros pueden agruparse en:
1. Metales propensos a la disolución (cobre, plata, níquel, hierro, aluminio, etc.)
2. Resistentes a la disolución (oro, platino, tantalio, titanio, cromo, entre otros)
77
TESIS DE DOCTORADO
Tabla 3.1 Potencial característico (pc) de diversos metales y aleaciones (Clarke
y Hickman, J Bone Joint Surg, 35B, (6):467-473,1953 [3])
METAL
pc (mV)
TITANIO
+ 3 500
NIOBIO
+ 1 850
TANTALIO
+ 1 650
PLATINO
+ 1 450
ORO
+ 1 000
CROMO
+ 750
ALEACIÓN A BASE DE COBALTO
+ 650
AISI 316 (x 5 Cr Ni Mo 18 10)
+ 480
ZIRCONIO
+ 320
AISI 302 (x 5 Cr Ni 18 9)
+ 300
NÍQUEL
+ 200
TUNGSTENO
+ 120
PLATA
+ 110
AISI 430 (x 8 Cr 17)
+ 75
AISI 410 (x 10 Cr 13)
+ 40
MOLIBDENO
- 20
COBRE
- 30
VANADIO
- 70
COBALTO
- 320
ACERO AL CARBÓN
- 480
ALUMINIO
- 600
ZINC
- 950
MAGNESIO
- 1 550
Asimismo, se ha demostrado que algunos metales puros tales como el cobalto,
cobre, níquel y vanadio, son tóxicos a las células, mientras que dentro de ciertos
78
TESIS DE DOCTORADO
límites, el hierro, aluminio o el molibdeno no ocasionan grandes problemas al
organismo. La diferencia estriba en que los metales tienen solubilidad a los productos
de la oxidación y diferentes límites de toxicidad a la forma iónica de estos elementos.
3.4 Biocompatibilidad de las cerámicas
Las cerámicas se destacan por su toxicidad local y general, su escasa respuesta
inflamatoria y su capacidad para estimular la formación de hueso a su alrededor.
Desafortunadamente, los cerámicos presentan severas limitaciones en cuanto a sus
propiedades mecánicas, ya que son muy quebradizos, poco elásticos y poco
resistentes. Se emplea principalmente compuesto de calcio fosfatado, hidroxidos de
aluminio e hidroxiapatita.
3.5 Polímeros
Actualmente sólo se emplean para la fabricación de prótesis, el polietileno de ultra
alto peso molecular (UHMWPE), el poliacetal y las polisulfonas. Los materiales
plásticos que están siendo utilizados escasamente son: el polietileno poroso, el
tetrafluoroetileno de carbono, el poliéster y el dacrón. La falta de resistencia
mecánica, así como el hecho de que algunos de estos materiales desprenden
partículas tóxicas, son algunos de sus inconvenientes para su empleo masivo en la
fabricación de implantes. Uno de los principales problemas a nivel clínico del empleo
del polietileno es un fenómeno conocido como osteolisis protésica, lo cual se cree
que es la causa del aflojamiento prematuro de los componentes acetabular y femoral
3.6 Conceptos en el diseño y el empleo de los biomateriales
La manufactura de nuevos diseños y el empleo de biomateriales de reciente
desarrollo, no sólo representan mejorías, sino que es también una posible fuente de
nuevos problemas, ya que para poder determinar el grado de éxito de un nuevo
modelo de determinado implante, se requiere realizar un seguimiento por un
79
TESIS DE DOCTORADO
determinado tiempo y realizar el análisis respectivo. Así mismo, A pesar del éxito que
han tenido los biomateriales en la fabricación de prótesis e implantes en
aplicaciones clínicas, estos nuevos diseños presentan aún nuevos problemas que
aún se encuentran sin resolver [4].
3.8.3 Superficies de deslizamiento
Los dos aspectos que deben cuidarse en cuanto a las superficies de deslizamiento
en los reemplazos articulares, son la vida limitada que se espera tenga la prótesis
como resultado del desgaste y del aflojamiento debido a la fricción. Ahora resulta
claro que el principal problema es la cantidad de partículas debidas al desgaste que
se liberan de las superficies de deslizamiento. A este fenómeno se le conoce como
“debris”.
El desgaste adhesivo se produce cuando el material se adhiere a la superficie
opuesta, en las áreas de contacto. Este problema afecta principalmente al polietileno
de ultra alto peso molecular, el cual es transferido a la superficie de mayor dureza
con la subsecuente invasión del espacio articular.
Otro aspecto del desgaste es la adhesión de la capa de óxido que recubre al vástago
protésico, al polietileno, lo que resulta en la transferencia de la capa de óxido al
polímero. Este efecto causa que el polvo del óxido, el cual genera la abrasión,
acentúe la rugosidad de las superficies de deslizamiento.
El desgaste por abrasión depende principalmente de los esfuerzos por contacto, la
dureza y la rugosidad de las superficies de contacto. El desgaste por abrasión es
análogo a la producción de polvo en la superficie de la madera cuando se lija. Una
superficie suave sufre abrasión por una superficie más rugosa y dura, lo que resulta
en debris. La dureza superficial juega un papel importante ya que a mayor dureza del
material, mayor será el tiempo que mantendrá su acabado superficial liso. Así mismo,
puede incrementarse por varios tratamientos, tales como la nitruración o la
80
TESIS DE DOCTORADO
implantación de iones. Por ejemplo, la dureza del Ti-6AL-4V (ver tabla 3.2) puede
incrementarse al doble mediante este método. La aceleración de los iones de
nitrógeno dentro de la superficie, a una profundidad de 0.1 micrómetro, altera la
estructura, causando una deformación local a nivel atómico, la cual endurece la
superficie.
Los esfuerzos de contacto entre el polietileno de ultra alto peso molecular y otros
biomateriales causan desgaste en el polímero. Por ello, un incremento en el módulo
de elasticidad del polímero incrementa los esfuerzos de contacto y puede resultar en
el aumento del desgaste [2].
Tabla 3.2 Dureza de los materiales empleados en articulaciones con polietileno
de ultra alto peso molecular (Friedman y cols. J Bone Joint Surg, vol. 75A,
(7):1086-1109, 1993 [4] )
Material
Ti-6Al-4V
Aleaciones Cobalto-Cromo
Iones de Nitrógeno implantados Ti-6Al-4V
Zirconio
Dureza Superficial
330
400
700
1 430
Tabla 3.3 Ángulo de contacto del agua destilada en superficies pulidas en
materiales para prótesis articulares (Friedman y cols. J Bone Joint Surg, vol.
75A, (7):1086-1109, 1993 [4] )
Material
Polietileno de ultra alto peso molecular
Aleaciones Cobalto-Cromo
Zirconio
Alúmina
Aleaciones de titanio
Dureza Superficial
100
60
30
30
20
81
TESIS DE DOCTORADO
El ángulo de contacto de las superficies deslizantes puede ser un factor importante
para reducir el desgaste por adhesión, así como para la lubricación de las superficies
para prevenir abrasión. Un mayor ángulo de contacto para un fluido en una superficie
dura da como resultado que el líquido sea eliminado de la superficie, mientras que un
ángulo de contacto menor resulta en la formación de una película líquida en la
superficie del material. Los ángulos de contacto para el agua destilada en superficies
de implantes pulidos tiene un rango de 20 grados para el titanio, hasta 100 grados
para el polietileno de ultra alto peso molecular (ver tabla 3.3).
3.8.3 Selección de materiales para los reemplazos articulares
Existen diversos factores que son importantes para la correcta selección del tipo de
material a emplear para los reemplazos articulares. Las variables más importantes a
tomar en cuenta son la resistencia, el módulo de elasticidad, la dureza superficial, la
respuesta biológica, y la decisión de emplear o no cemento para la fijación de la
prótesis.
Se han empleado de manera común dos materiales para un componente femoral
cementado, en una artroplastía total de rodilla o de cadera, estos son: aleaciones de
cobalto-cromo y aleaciones de titanio. En un futuro cercano, los materiales cerámicos
pueden ser una alternativa en la artroplastía total de rodilla, debido a las propiedades
de su superficie de deslizamiento. Las variables que hay que considerar durante la
selección del material para el componente femoral de las artroplastías totales de
rodilla y cadera son la flexibilidad, resistencia a la fatiga y la dureza superficial. Las
aleaciones de cobalto-cromo son las preferidas en el presente para emplearse como
superficies de deslizamiento en la rodilla y la cadera porque los seguimientos que se
han hecho de estos materiales implantados en pacientes, han dado buenos
resultados a largo plazo. Las aleaciones de titanio han mostrado que generan
grandes cantidades de partículas metálicas (debris). El potencial para la producción
de debris por el contacto entre las aleaciones de titanio y el cemento, hueso, o los
tejidos suaves (músculos) podría disminuir en el futuro con la aplicación de
82
TESIS DE DOCTORADO
recubrimientos, tal como el nitruro de titanio, el cual incrementa la dureza del
material. La estabilidad de dichos recubrimientos deberá garantizarse para prevenir
desgaste.
La flexibilidad de las prótesis que se fijan con cemento en la porción superior del
fémur es un motivo de preocupación debido a las pobres características mecánicas
del cemento. Bajo condiciones ideales, el cemento tiene una resistencia a la fatiga
del orden de 4 a 5 MPa en tensión. Estudios previos han sugerido que una prótesis
más rígida reduce los esfuerzos en el cemento y prolonga, de este modo, la vida útil
de las prótesis cementadas.
Debe tenerse en mente que la flexibilidad de una prótesis depende tanto del material,
como de las propiedades geométricas. Debido a que el módulo de elasticidad de las
aleaciones de titanio es la mitad del de las aleaciones cobalto-cromo, una prótesis de
titanio de la misma forma que una de cobalto-cromo, es la mitad de rígida. Se debe
tomar en cuenta la rigidez axial, a la flexión y a la torsión ya que la prótesis está
sometida a todas estas solicitaciones. Ya que la rigidez geométrica en torsión y
flexión es proporcional al diámetro a la cuarta potencia, pequeños cambios en las
dimensiones pueden afectar de forma importante la contribución de la geometría en
la rigidez. Con base en que, mientras sean menores los esfuerzos en el cemento,
mayor será la vida útil de la prótesis, el material más apto para emplearse para el
componente femoral de las prótesis de cadera son las aleaciones de cobalto-cromo.
Para reducir la posibilidad de que el cemento falle por fatiga, un componente de
aleación cobalto-cromo forjado es la mejor opción.
Existen también limitaciones en los materiales a elegir para el componente
acetabular en la artroplastía total de cadera, cuando se emplea cemento en la
fijación. El uso de componentes acetabulares con una capa metálica eleva las
posibilidades de que el material se fracture, al tiempo que se crean dos superficies
que se articulan y pueden desgastarse (la superficie interna de la cúpula metálica se
acopla con el componente femoral, mientras que la porción externa se articula con el
83
TESIS DE DOCTORADO
polietileno). El costo es también otro factor: el empleo de una cubierta metálica
puede duplicar el costo del componente acetabular.
La evidencia clínica de la superioridad de los componentes metálicos aún es
desconocida, a pesar de que hay argumentos teóricos que sugieren que podrían ser
benéficos. El uso de los componentes metálicos en el polietileno de ultra alto peso
molecular compromete el espesor del polímero, por lo que los esfuerzos de contacto
aumenten, causando una reducción en la longevidad del componente.
3.7 Consideraciones para el diseño
Las características que debe cumplir un componente femoral como mínimo son que
no debe presentar irregulares innecesarias en su superficie, de tal modo que la
concentración de esfuerzos sea eliminada en la prótesis y el cemento. Por lo que la
prótesis debe ser más amplia hacia lateral (lejos de la línea media del cuerpo)
respecto de medial (hacia la línea de simetría del cuerpo). Este tipo de diseño
incrementa la flexión y la rigidez torsional del implante.
De acuerdo con los requerimientos mencionados anteriormente, el diseño de un
vástago femoral que se fija sin cemento debe tener características muy particulares.
La prótesis debe ser lo menos rígida posible y lo más estable, y debe prevenir la
migración de partículas de la superficie articular al vástago de la prótesis, también
debe incluir algún tipo de fijación que permita su alojamiento.
Aún hoy día, las estrategias para maximizar la estabilidad de la prótesis son
controversiales. Algunos cirujanos prefieren una cubierta porosa que cubra toda la
prótesis, otros prefieren llenar el canal, mientras que otros eligen diseños con
ranuras distales (inferiores) para proporcionar una estabilidad rotacional. En tanto
que la extensión de la cubierta porosa que es necesaria para obtener resultados
óptimos no ha sido determinada, recubrir la porción circunferencial proximal
(superior) pareciera ser necesario para prevenir o minimizar la migración de
partículas hacia el vástago de la prótesis.
84
TESIS DE DOCTORADO
La cubierta porosa de los componentes femorales lleva un tamaño de poro que ha
sido motivo de diversos estudios, de ahí que el tamaño de los poros necesarios para
permitir el crecimiento del hueso en su interior ha sido determinado, no obstante la
necesidad del crecimiento en la prótesis sigue siendo controversial. Algunas de las
técnicas que permiten el crecimiento óseo son el empleo de aerosol de plasma
(“plasma-spray”) para las superficies rugosas y de esta manera cubrir las superficies
lisas y porosas con hidroxiapatita.
En cuanto a la selección de la cabeza femoral, esta se recomienda que sea de 26 a
28 milímetros. Debido a que las cabezas de 22 milímetros producen un volumen muy
alto de desgaste por debris. Estudios clínicos han permitido establecer una menor
tasa de deformación en los componentes acetabulares y con estos diámetros se
disminuye notablemente el porcentaje de recambio de estos componentes.
3.8 Consideraciones para el empleo de Biomateriales
De acuerdo al trabajo realizado por Gómez García [2], no existe un material que
reúna las mejores características para la fabricación de todos los tipos de implantes
utilizados en ortopédia. Cada material representa una combinación particular de
propiedades, determinadas por su composición y procesamiento, y estas
propiedades producen beneficios y a la vez limitaciones en su aplicación. Por ello,
algunos materiales son mejores para aplicarse a partes sometidas a cargas de
flexión mientras que otros son mejores para superficies articulares.
Se tiene identificado que es más fácil cumplir con los requerimientos mecánicos a
corto y mediano plazo que los biológicos, ya que este segundo requerimiento es
impuesto por el propio organismo y por la respuesta del material.
El interés en estos efectos se ha centrado en los diferentes metales, los cuales
poseen la resistencia adecuada, además de otras propiedades mecánicas
deseables. Sin embargo, están sujetos a ataque químico, sobre todo a corrosión.
85
TESIS DE DOCTORADO
Debe aclararse que para el caso de los metales modernos empleados para la
elaboración de prótesis e implantes, cuando son manufacturados, procesados y
manejados de una forma apropiada, tanto antes de la implantación, como dentro de
la sala de operaciones, son estables y no presentan problemas de respuesta
biológica en el corto tiempo. No obstante, este éxito con los metales se obtiene con
una severa limitación en la cantidad de opciones de materiales disponibles tabla 3.4.
En base a estudios realizados a modelos de animales y a observaciones clínicas se
ha podido establecer que existen varios efectos sistémicos y remotos al emplear
algún tipo de biomaterial, estos se han clasificado de la siguiente manera:
a) efectos metabólicos
b) bacteriológicos
c) imunológicos
d) neoplásicos
Tabla 3.4 Biomateriales más comunes (Las designaciones de las normas de
la American Standard for Testing of Materials, ASTM, están dadas entre
paréntesis (Friedman y cols. J Bone Joint Surg, vol. 75A, (7):1086-1109, 1993
[4] )
Metales
Aceros Inoxidables
(F 138, F 621, F 745,
F 1314)
Polímeros
Polietileno de Ultra
Alto Peso
Molecular (F 648)
Cerámicas
Alúmina (F 603)
Compósitos.
Polisulfona (F
702)
Aleaciones
Cobalto-Cromo
(F 75, F 90, F 562,
F 563)
Titanio (F 67)
Polimetilmetacrilato
(F 451)
Fosfato
β-tricálcico
(F 1088)
Polieterkeratona
Hidroxiapatita de
Calcio (F 1185)
Fibra de Carbón
Aleaciones de Titanio
(F 136, F 620)
86
TESIS DE DOCTORADO
3.8.3 Efectos metabólicos
Se ha establecido la importancia que juegan los metales que no contienen sodio,
potasio, calcio o hierro. Las recomendaciones actuales para una dieta incluyen el
consumo de una toma mínima de magnesio y zinc, y tomas diarias de cobre,
manganeso, molibdeno y cromo, son consideradas como seguras. Al menos uno de
los tres últimos metales se encuentran en el acero inoxidable y en las
superaleaciones basadas en cobalto. Todos los elementos metálicos que se usan
para su aplicación en la elaboración de implantes, con la posible excepción del
titanio, están reconocidos por ser tóxicos para el metabolismo de los mamíferos. No
obstante, aun en el caso de los elementos esenciales, las dosis elevadas pueden
producir efectos tóxicos, los cuales se pueden apreciar a nivel local o remoto.
3.8.2 Efectos bacteriológicos
Se ha demostrado que en la presencia de infecciones, el índice de la corrosión en
implantes de tipo modular aumenta considerablemente. Una infección profunda, ya
sea inmediata o retardada, permanece como un problema latente sin mayor
importancia, pero esto es un serio problema para los en pacientes con algún tipo de
implante. Debido a que un material extraño contribuye a causar y complicar el
tratamiento de las infecciones de los sistemas musculo-esqueléticos.
3.8.3 Efectos Inmunológicos
Se ha establecido que muchos iones metálicos, tales como el cobalto, cromo y
níquel, cuando son liberados por los implantes, pueden servir para provocar
reacciones
de
hipersensibilidad
en
paciente
previamente
sensibilizados.
Adicionalmente, existe preocupación respecto al aflojamiento crónico de los
implantes, con el incremento de la liberación de partículas metálicas, las cuales
pueden sensibilizar individuos insensibles. Evidencias más recientes de la respuesta
inmune que no se conocían a los implantes de aleaciones de titanio,
87
TESIS DE DOCTORADO
polimetilmetacrilato y elastómeros de silicón han elevado la preocupación respecto a
la posible respuesta que se debe a estos materiales.
3.8.4 Efectos Neoplásicos
Existen pocas evidencias del potencial carcinogénico de las substancias metálicas
liberadas por los implantes, en particular del cromo, cobalto y el níquel. No obstante
se ha incrementado el número de tumores que han sido asociados con los
reemplazos articulares, a pesar de que la evidencia es aún baja. Investigaciones
epidemiológicas que estudian la incidencia de tumores remotos y sistémicos han
encontrado un riesgo más elevado de padecer linfomas (tumor maligno altamente
agresivo) y leucemia en pacientes que han recibido un reemplazo de cadera [5, 6].
Una revisión preliminar de los tumores musculo-esqueléticos en pacientes con
reemplazos articulares de los Estados Unidos falló en probar cualquier incremento
(no se incluyeron en el estudio la leucemia ni el linfoma), pero se reportó que los
tumores que se presentaban en el mismo miembro donde se encontraban los
implantes progresaban rápidamente.
3.8.5 Corrosión y Biodegradación
Los estudios de biocompatibilidad para los biomateriales incluyen pruebas de
toxicidad, hipersensibilidad (o alergia), y carcigenicidad. Los materiales a escala
macroscópica, en ausencia de biodegradación, no causan mayores prolemas de
biocompatibilidad. No obstante, la compatibilidad de productos de degradación que
contienen elementos específicos, fragmentos, partículas, u otra forma de
subunidades del material a nivel macroscópico no ha sido comprendido cabalmente,
por lo que sigue siendo motivo de nuevas investigaciones [7].
Las pruebas de toxicidad se ha determinado en elementos metálicos como el cromo
y el vanadio. El niquel y el cobalto han sido correlacionados con la hipersensibilidad,
en tanto que la acumulación de aluminio en el organismo ha sido asociado con varios
88
TESIS DE DOCTORADO
padecimientos conocidos [8]. En general, muchas combinaciones de sustancias y,
especialmente, el "debris" han sido asociados con reacciones adversas de los
tejidos.
La corrosión en las superficies lisas de los implantes fabricados con aleaciones de
hierro,
cobalto
y
titanio
se
analizan
mediante
pruebas
electroquímicas
potencioestáticas y potenciodinámicas, llevadas a cabo en condiciones de
temperatura y pH similares a las que se verifican en el organismo. Los potenciales
electroquímicos y la relación de corrosión han sido evaluados para condiciones de
superficies activas y pasivas, condiciones de interfases estáticas y dinámicas, y bajo
los medios ambientes más adversos, los cuales pueden producir la formación de
agujeros y desprendimiento de material causado por la corrosión.
La Tabla 3.5 muestra los potenciales electroquímicos en equilibrio (Ec) y la relación
de corrosión (ic) para superficies lisas y condiciones estándar de aleaciones de
hierro, cobalto y titanio. En términos relativos, las aleaciones de hierro son más
electronegativo y tiene la relación de corrosión más alta (0.028 µA / cm2), en tanto
que la aleación de titanio tiene la menor relación de corrosión (0.003 µA / cm2).
Cuando se tienen superficies pasivadas, estas aleaciones muestran bajas relaciones
de corrosión y son relativamente inertes a la corrosión ambiental.
Ec
ic
Material
Aleaciones de cobalto
Aleaciones de titanio
Acero inoxidable
Superficie
Sólido
Poroso
Sólido
Poroso
Sólido
(mV)
- 10
- 35
- 50
- 75
- 100
( A / cm2 x 10-2)
1.1
2.8
0.3
1.4
2.8
Tabla 3.5 Potenciales electroquímicos para las aleaciones metálicas empleadas
en los implantes (Galante y cols. J Orthop Res, vol. 9, (5):760-775, 1991 [7] )
89
TESIS DE DOCTORADO
Cuando se consideran condiciones dinámicas, donde el contacto entre superficies
desgasta la película de óxido del pasivado, se presenta un incremento de la
corrosión. Entonces, la rapidez con la que la película de óxido se forma de nuevo
(rapidez de repasivación) se convierte en un aspecto muy importante para el
fenómeno de la biodegradación. En general, la rapidez de la repasivación es mucho
más lenta para las aleaciones de hierro y cobalto en comparación con las de titanio.
El titanio es un metal reactivo, el cual forma y vuelve a formar la superficie de óxido
al contacto con el aire o de los fluidos corporales. Este mismo fenómeno de
repasivación puede ocurrir en superficies sometidas a niveles de esfuerzos lo
suficientemente elevados para causar desprendimiento de pequeñas partículas. No
obstante, la habilidad para la repasivación depende de las condiciones del medio
ambiente local.
En presencia de concentraciones bajas de oxígeno o ligeras alteraciones en el pH,
las aleaciones de hierro pueden experimentar la formación de agujeros debidos a la
corrosión. Por lo contrario, las aleaciones de cobalto y titanio son más resistentes a
tales condiciones ambientales. Por tal motivo, las aleaciones basadas en hierro no se
utilizan para conformar superficies porosas, las cuales proporcionan espacio para el
crecimiento de los tejidos. En su lugar, las aleaciones de titanio y de cobalto se
emplean para esta aplicación.
Los potencionales electroquímicos y la relación de corrosión para superficies porosas
de las aleaciones de cobalto y de titanio se presentan en la Tabla 3.5. Los
potenciales electroquímicos para las superficies porosas son similares a los de las
superficies lisas. Por otra parte, las relaciones de corrosión se incrementan para las
superficies porosas, debido a la superficie adicional por unidad de volumen. La
relación se incrementa aproximadamente en la misma proporción que se incrementa
el área de la superficie en la estructura tridimensional. En general, para condiciones
estáticas, las relaciones de corrosión son bajas para ambas aleaciones porosas y
lisas, y ambas formas del material son relativamente inertes.
90
TESIS DE DOCTORADO
A
Estable
Inestable
Reparación-Fibrosa
B
Interfase de
Tejido Fibroso;
Bursa
IMPLANTACIÓN
PROTÉSICA
Movimiento
Regeneración-Ósea
Fx Trabeculas
Partículas
Células Activadas
"BURSITIS IMPLANTE"
Desgaste/Corrosión
Debris/
Iones Metálicos
Subsidencia
Estable
Resorción Ósea
Reparación Fibrosa
Resorción
Ósea
Inestable
Bursa
Metaloproteinasas
(colagenasa)
Citocinas (IL-1)
Eicosanoides (PGE 2)
AFLOJAMIENTO
DOLOR
Figura 3.1 El paradigma del aflojamiento protésico. A: Diagrama que muestra
algunos de los factores que contribuyen a la inestabilidad protésica y la
resorción ósea en el sitio de la colocación quirúrgica del implante. B:
diagrama que muestra el proceso que lleva al afloja- miento y el dolor [7].
3.9 Fricción y desgaste
En párrafos anteriores, se ha mencionado la importancia que tiene la fricción y sus
consecuencias que son el origen del aflojamiento de los componentes femorales; por
lo que se hace indispensable desde el punto de vista mecánico conocer más sobre
estos conceptos, partiendo de esto, es importante el estudio de las características de
las superficies, el tipo de contacto de las mismas, así como el estado de esfuerzos a
que se encuentra sometido el elemento a analizar; por otra parte, se debe tener
identificado el tipo de fricción que actúa en el elemento, ya sea fricción adhesiva o
abrasiva. Así tenemos que la fricción se encuentra presente cuando dos cuerpos se
encuentran en contacto y en movimiento relativo, sus asperezas tienden a interactuar
y a soldarse en frío. Al deslizarse éstos, se genera lo que se conoce como fricción.
Este concepto es usado para describir la perdida de energía cinética en las
situaciones mencionadas.
91
TESIS DE DOCTORADO
La fricción se considera de una doble naturaleza, molecular-mecánica. Por una parte
depende de que las fuerzas de interacción molecular logren superar la ligadura o
afinidad entre dos superficies. Por otra parte, también están en función de la
deformación volumétrica del material debido a una penetración mutua, a la
configuración geométrica de los elementos en contacto, y a la relación entre las
propiedades mecánicas.
La consecuencia lógica a la fricción es el desgaste, el cual puede definirse como la
pérdida de material, esto origina cambios en las dimensiones de los elementos de las
máquinas o componentes; para disminuir el desgaste, es importante conocer su
concepto, los tipos de desgaste que existen y sus mediciones. Para lo cual, un
método lógico de clasificación del desgaste puede ser la siguiente:
-
Metal contra metal
-
Metal contra no metal
-
Metal contra fluido
Esta clasificación puede a su vez, subdividirse en condiciones lubricadas y no
lubricadas, fricción por deslizamiento o rodamiento y otros. Por otra parte, las
condiciones pueden cambiar, y lo que inicialmente era metal contra metal podría
volverse metal contra no metal, o bien una lubricación que en un principio era
adecuada podría fallar posteriormente. Por estas razones, la clasificación anterior
pierde su utilidad en la práctica real de la ingeniería, por lo que se prefiere agrupar
los tipos de desgaste en términos de común compresión.
El método de medición empleado, para la medición del desgaste influye sobre el
porcentaje de la cantidad de material removido, es decir del desgaste. En
consecuencia, si éste se presenta en grandes cantidades; la forma de cuantificación,
es relativamente simple y barata, esta medición se realiza por medio del cambio de
volumen o de masa. Por otra parte, si dichas cantidades son muy pequeñas, no
pueden ser cuantificadas por dicho procedimiento. Por ello, es necesario utilizar otras
técnicas, más sensibles y costosas, como la del perfilómetro. El tipo de investigación
92
TESIS DE DOCTORADO
propuesto es otro factor, que influye en la selección del método de medición del
desgaste. En un laboratorio es esencial llevar a cabo una evaluación muy precisa,
que pretenda identificar correctamente el desgaste. En contraste, si un estudio del
campo está dirigido para determinar las condiciones de desgaste para un
tribosistema, bastará con seleccionar de una forma menos rigurosa, los materiales
adecuados así como las variables que controlan la prueba.
3.10 Respuesta del tejido a los materiales.
El paradigma de la respuesta del tejido a los implantes protésicos se muestra en la
figura 3.1 [9]. El trauma quirúrgico asociado con la implantación da inicio a la
respuesta de la reparación de la herida. La capacidad del hueso para regenerarse
lleva a la aposición de tejido óseo contra los implantes mecánicamente estables, lo
que se conoce como osteointegración. Los movimientos postoperatorios tempranos,
que pueden ocurrir con implantes inestables, interfiere la regeneración ósea,
conduciendo a la reparación fibrosa. (encapsulación fibrosa), la cual puede contribuir
a incrementar la inestabilidad y el movimiento excesivo. En el caso de un implante
osteointegrado, la fractura de hueso trabecular o la presencia de partículas de
desgaste (debris) pueden conducir a la resorción ósea, la reparación fibrosa y el
movimiento excesivo del implante.
El movimiento generado puede influir en la respuesta del tejido conduciendo a
condiciones que favorecen la generación de partículas de desgaste, o debris, ya sea
por la abrasión de la prótesis contra el cemento óseo o el hueso circundante. Tales
partículas pueden activar la línea celular del líquido sinovial y causar una reacción
inflamatoria. Las células activadas producen citocinas, tales como la interleucina-1
(IL-1); eicosanoides, como la prostaglandina E2 (PGE2), y metaloproteinasas,
incluyendo la colagenasa, los cuales pueden llevar al hueso a su resorción o a la
presencia de dolor.
93
TESIS DE DOCTORADO
Se espera que la regeneración ósea que lleve a la conjunción del hueso contra la
superficie del implante (osteointegración) y la formación de hueso en la prótesis
(crecimiento del hueso dentro de los poros del material). La naturaleza de la interfase
hueso-implante es afectada por la composición química y la topografía del implante.
Si la regeneración ósea es alterada, se tendrá una reparación fibrosa, lo que
conducirá a la encapsulación fibrosa y la inflamación crónica.
La selección del material adecuado para el implante ha sido siempre una
interrogante, ya que en relación a la selección adecuada de material, está la
respuesta que se espera sea favorable. Un estudio mostró que el crecimiento de los
osteoblastos es mayor en una aleación de titanio que de cobalto [10]. Estudios
histológicos y de microscopía electrónica practicados en animales han establecido
que el hueso se forma directamente en titanio puro [11], pero no en aleaciones de
titanio [12] ni en acero inoxidable [13]. Estos estudios fundamentan el empleo del
término “osteointegración” y sugieren que el hueso tiene adhesión química con el
titanio puro. No obstante, no existe evidencia directa de la adhesión química.
Adicionalmente, investigaciones en microscopía electrónica han demostrado que
existen similitudes ultraestructurales de la interfase implante-hueso para el titanio
puro, las aleaciones de titanio y de cobalto y el acero inoxidable [14]. Desde el punto
de vista clínico, no existe diferencia significativa entre las capacidades de estos
implantes metálicos para ser cubiertos por tejido óseo.
En relación a los implantes recubiertos con fosfato de calcio, aún hoy día existen
algunas interrogantes en cuanto a su respuesta hacia los implantes.
Se ha
encontrado evidencia de la adhesión química mediante pruebas mecánicas [15]. Se
encontraron interfases muy resistentes, las cuales no pueden ser explicadas por
interposición mecánica. Estudios de microscopía electrónica de transmisión han sido
empleados para demostrar la continuidad de los cristales de apatita entre el implante
y el hueso que se le ha aposicionado [16]. La apatita de origen biológico se precipita
inicialmente sobre las superficies del implante que contienen calcio, donde
94
TESIS DE DOCTORADO
probablemente actúan como sustrato para la absorción de proteínas y la adhesión
subsecuente de células óseas (figura 3.2) [7].
Figura 3.2 Proceso de adhesión de las células óseas a una
cubierta de hidroxiapatita [7].
Cuando un implante es encapsulado por tejido fibroso, la superficie del mismo es
cubierta por macrófagos. Los cuales son atraídos y mantenidos en la superficie de
los implantes por el microambiente. La interfase implante-hueso presenta bajas
concentraciones de oxígeno y un pH bajo. Los macrófagos en la superficie del
implante podrían ser activados por el movimiento de la prótesis y las partículas de
desgaste (debris). Los mismos, al ser activados inician una reacción inflamatoria del
sistema inmunológico del organismo [17].
3.11 Sumario
Es importante tener presente que a pesar de la gran variedad de materiales que hoy
en día se encuentran disponibles para la elaboración de las prótesis e implantes,
estos tienen distinto grado de biocompatibilidad debido a que las condiciones a las
que se encuentran expuestas son muy exigentes, así mismo, los requisitos que
deben superar son muy demandantes, por lo que no todos los materiales son
95
TESIS DE DOCTORADO
capaces de superar estas características, ya que las mismas incluyen aspectos
mecánicos, biológicos y químicos.
El titanio es uno de los metales de mayor grado de biocompatibilidad, pero debido a
su baja resistencia mecánica, no es muy utilizado en prótesis articulares. De la
misma manera, Las aleaciones de titanio tienen una dureza superficial relativamente
baja, por lo que no son recomendables para superficies de contacto. Por otra parte,
cuando se logra una estabilidad estable en la interfase hueso-prótesis, la
regeneración ósea y una remodelación fisiológica normal dará inicio. De lo contrario
habrá dolor para el paciente y se iniciará una serie de eventos que causarán el
aflojamiento del implante.
3.12 Referencias
[1]
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TESIS DE DOCTORADO
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prótesis no convencional para cadera. Tesis Doctoral, 2000
97
TESIS DE DOCTORADO
Capítulo 4
APLICACIÓN DEL MÉTODO DEL
ELEMENTO FINITO AL ANÁLISIS DE
ESTRUCTURAS ÓSEAS
Se realiza una revisión en la literatura
especializada del método y su aplicación al análisis
de las estructuras óseas, así como las distintas
consideraciones para el desarrollo de los modelos.
98
TESIS DE DOCTORADO
3.10
El método del elemento finito a la bioquímica
Existen antecedentes de que en los años 30´s se planteó el método del elemento
finito, sin embargo fue
hasta los cincuentas que con la aparición de las
computadoras se facilitó la aplicación de este método y, al final de dicha década, el
método del elemento finito (MEF) inicia una nueva etapa en el análisis de esfuerzos
de estructuras en ingeniería mecánica y, quince años más tarde, este nuevo método
se emplea para analizar el comportamiento mecánico de la estructura ósea [1]. En
este estudio se consideraron dos condiciones de carga, la primera contempla la
compresión aplicada a la cabeza femoral y se simula la reacción del acetábulo
ocasionada por el contacto de la articulación de la cadera. La segunda incluía,
además de la reacción del acetábulo, la acción del músculo abductor mayor.
El Método del Elemento Finito es una técnica que resuelve numéricamente
problemas que son modelados por ecuaciones diferenciales parciales que gobiernan
los fenómenos físicos y que son a la vez, de interés en el área de la ingeniería; esto
se debe a que existen situaciones en donde la obtención de una solución analítica
resulta casi imposible debido al grado de complejidad que implica la representación
matemática de la frontera, o en ocasiones, el describir problemas que incluyen
materiales anisótropos y/o no homogéneos, en los cuales las ecuaciones incluyen
términos no lineales que hacen difícil la obtención de la solución. Por consiguiente,
se prefiere el empleo de algún método numérico con el cual se pueda llegar a una
solución siguiendo un planteamiento, que si bien no es exacto, si es lo
suficientemente aproximado como para resolver los problemas clásicos de la
ingeniería.
De manera general, la herramienta matemática avala los análisis de esfuerzos en
mecánica clásica y, sin embargo, en el análisis de esfuerzos en huesos no es muy
conveniente debido a las propiedades e irregularidades de la estructura ósea. Es
aquí en donde son notables las cualidades del método del elemento finito; debido a
su capacidad única
con que cuenta para evaluar esfuerzos en estructuras con
99
TESIS DE DOCTORADO
geometrías complejas. De la misma manera, los análisis por elementos finitos se
utilizan para investigar los esfuerzos en la estructura ósea así como en el proceso de
remodelación del hueso, también para evaluar y optimizar el diseño de articulaciones
artificiales, además de fijación de fracturas. Durante los primeros años, de su
aplicación a la biomecánica, se le consideró como una herramienta “mágica” para la
solución de casi todos los problemas de la época, pocos especialistas identificaron
sus capacidades y limitaciones. Se subestimó la complejidad de estructuras
biológicas; en particular se conoció muy poco sobre músculos sometidos a
solicitaciones de carga y articulaciones así como las propiedades reológicas del
hueso [2].
El potencial práctico del Método del Elemento Finito para modelar estructuras
complejas y su aplicación a estructuras con comportamientos no lineales, son aún
tediosas con un costo elevado y propenso a error. Sin embargo, estas limitaciones se
han ido solucionando gradualmente debido a los avances en las investigaciones que
se han venido realizando en el área, así como con los nuevos adelantos en cuanto
al desarrollo de programas y equipo de cómputo. Desde el punto de vista de
ingeniería, los análisis en biomecánica llevados a cabo en esta etapa, se consideran
sencillos y simples. Las propiedades como la anisotropía y la no linealidad han sido
consideradas en modelos mas recientes. [2] [42].
3.11
Análisis de esfuerzos de estructuras óseas por el método del elemento
finito.
Algunos estudios realizados por Cowin [3] fueron orientados a la biomecánica del
hueso; encontró que la diáfisis o el canal medular de los huesos largos presentan
geometrías irregulares; la metáfisis y la epífisis están constituidos por hueso
trabecular, además de que la estructura ósea sometida a solicitaciones de carga
(debido a la acción muscular y a fuerzas gravitacionales) presentan un
comportamiento dinámico, sin embargo, con respecto a las magnitudes y a sus
características reales no aparecen en dicha publicación Chao y An, 1982a [4].
100
TESIS DE DOCTORADO
El fémur es el hueso más frecuentemente analizado [5, 6], entre otros; ya que es la
estructura que más comúnmente presenta lesiones. Durante las primeras
aplicaciones, el MEF fue empleado para realizar análisis de esfuerzos en el fémur [1,
7]. Estos estudios fueron puramente didácticos, y contribuyeron a mostrar las
posibilidades del método.
En ambos estudios aplicaron esfuerzos en 2-D con
densidad uniforme. Rybicki y cols, (1972) analizaron la parte proximal del fémur
variando el módulo de elasticidad de los elementos. Un modelo similar empleó Wood
y cols, (1973) [8], quienes aplicaron elementos 2-D variando la densidad de los
elementos.
Los primeros modelos tridimensionales de elementos finitos fueron realizados por
Scholten (1975) [9] y Olofsson (1976) [10], a lo que le siguieron otros como
Valliappan y cols, (1977) [11]; Harris y cols, (1978) [12]; Rohlmann y cols, (1982) [13].
Algunos modelos presentan un alto grado de complejidad como lo muestra la figura
4.2, incluyendo la no homogeneidad de las trabéculas, basados en datos
experimentales. En los modelos realizados por Scholten (1975), estos presentan
mallas más refinadas. Los modelos presentados por Valliapan y cols, (1977) son
relativamente sencillos en comparación con los presentados por Scholten, algunos
autores de la época presentan una correlación con detalle en sus resultados teóricos
y experimentales. Valliappan y cols, (1977) compararon sus resultados burdamente
obtenidos
por
el
método
de
elemento
finito,
con
esfuerzos
obtenidos
experimentalmente lo que reveló una buena concordancia en un sentido relativo pero
otra muy pobre en un sentido absoluto.
Esta misma conclusión se alcanzó con los estudios realizados por Rohlman y cols,
(1982) [13], basada en una comparación entre un modelo tridimensional (3-D) y
esfuerzos calculados experimentalmente en un par de huesos femorales. Lo cual fue
confirmado por Huiskes y cols, (1981) [14] quienes realizaron análisis teóricos y
experimentales en huesos femorales, indicaron que el canal medular puede ser
modelado con un mallado muy refinado y la cortical se le puede considerar
transversalmente isotrópico.
101
TESIS DE DOCTORADO
Modelos en 2-D de MEF únicamente de la cabeza femoral fueron realizados por
Brown y Ferguson (1978) [15]. Las propiedades como la no homogeneidad y la
elasticidad, obtenida de estudios experimentales, se incluyen en estos estudios y
más tarde se extendieron al tercio superior del fémur; cuando se incluyó la
anisotropía, se observaron cambios no muy significativos en los campos de
esfuerzos.
Brown y cols, 1980 [16] realizaron un análisis de los mecanismos que se presentan
en la cabeza femoral en presencia de necrosis avascular (degeneración local del
hueso trabecular). Un modelo más reciente en 2-D de la porción proximal del fémur,
fue desarrollado por este grupo de investigadores en el cual se analiza un hueso
trabecular con necrosis aséptica, el cual contempla el comportamiento no lineal
elasto-plástico del material.
Hayes y cols, (1979, 1982) [17,18] en un estudio más reciente, correlacionan la
arquitectura de hueso trabecular en la rótula y la distribución de esfuerzos con la
cuantificación de la hipótesis de Wolff. Al utilizar un modelo de elementos finitos 2-D
se encontró que, en las regiones de mayor densidad trabecular, se presentó un
comportamiento de falla similar al descrito por Von Mises y mostraron que la
estructura trabecular se alinea por sí misma de acuerdo a la orientación de los
esfuerzos. En esta investigación (como en todos los modelos previos) el hueso
trabecular se consideró como un material continuo. Los esfuerzos en la estructura
ósea trabecular se analizaron por MEF por Pugh y cols, (1973) [19] empleando
simples elementos placa, la intención de estos estudios estaba orientada a relacionar
al hueso sometido a solicitaciones de carga con el rompimiento de las trabéculas.
Un modelo similar pero más sofisticado, fue propuesto por Williams y Lewis (1982)
[20] para pronosticar las constantes del hueso trabecular como un material continuo,
a partir de las propiedades de la estructura trabecular que no son continuas, los
resultados teóricos que se obtuvieron fueron verificados experimentalmente.
102
TESIS DE DOCTORADO
La relación esfuerzo-remodelación fue investigada por Hassler y cols, (1980) [21]
quienes al evaluar el cráneo de un conejo in vivo trataron de predecir los esfuerzos,
en estos estudios emplearon modelos 2-D y 3-D.
Un gran número de estos análisis por elementos finitos en estructuras óseas
(huesos) se han empleado para estudiar fracturas y su respectiva fijación (incluyendo
la remodelación del tejido óseo). Se analizaron huesos completos como el fémur
aunque en menor magnitud, así como también la rótula. Valenta y cols, (1981) [22]
reportaron un modelo simple 2-D de la tibia así como de un fémur fracturado, en este
estudio se supusieron las áreas de contacto.
Hayes y cols, (1978) [23] presentaron un modelo con un análisis axisimétrico de la
parte superior de la tibia, en el que emplearon elementos en forma de anillos
(cilindros huecos) este estudio es interesante en el sentido de que las regiones de
carga y los campos de desplazamientos se representan en términos de series de
Fourier en la dirección circunferencial. La solución total es una combinación lineal de
las soluciones por separado de las series de Fourier. Estos mostraron el mecanismo
de transmisión de cargas en la parte superior de la tibia.
Si una estructura puede ser modelada en forma axisimétrica, en donde la geometría
y sus propiedades estén incluídas, la aplicación de este procedimiento reduce el
tiempo de cómputo, mientras que los resultados de la distribución de esfuerzos son
en tres dimensiones Zienkiewicz. 1977 [24]. Roehrle y cols, [25] (1980) reportaron un
modelo 3-D de elementos finitos de la parte inferior del fémur y la parte superior de la
tibia, aunque se obtuvo muy poca información, ya que la tibia no presentaba un
modelado completo. Esta misma técnica se reportó con Carter y cols, (1981) [26],
Adamovich [27], Goel (1981) [28] y otros.
103
TESIS DE DOCTORADO
3.12
Estudios de fracturas por el método del elemento finito
Tradicionalmente, el interés en la ortopedia con respecto a las fracturas ha sido
netamente académico, prácticamente los estudios se enfocaron a determinar cuales
eran las mejores condiciones para que la fractura sane. De manera específica se ha
dirigido al estudio de los factores de riesgo que propician la aparición de fracturas
con el propósito de tomar medidas preventivas, tales como los tumores, osteoporosis
y causas que ocasionen la fatiga en el tejido óseo que pueden iniciar con
microfracturas, las cuales son de importancia en el diseño y fijación del implante
entre otros. Los estudios de fracturas mediante el Método del Elemento Finito no
habían sido realizados durante esta época, aunque se reportaron avances
importantes en 1977 por Vichnin y cols [29], quien efectuó una simulación mediante
elementos finitos. Por otra parte, estudios mediante elementos finitos de una fractura
en hueso, fue reportado por Rybicki y cols (1974) [30] con la desventaja de que en
este caso se obtuvo muy poca información. En un análisis subsecuente (Rybicki y
Simonen, 1977) [31] en un modelo de elementos finitos 2-D con fractura oblicua, en
el que se emplearon placas para estabilizar la fractura, se evaluó el sitio de la
fractura en diferentes circunstancias como la variación en la orientación de los
tornillos así como la orientación de la carga. Simon y cols, (1977) [32] realizaron
comparaciones experimentales con respecto a la placa del hueso en vigas
modeladas por elementos finitos en 2-D y 3-D. Aunque se obtuvo mucho más
información detallada en un modelo 3-D en situaciones específicas, todos los
modelos fueron útiles dependiendo del tipo de información requerida. El modelo de
viga utilizado en los estudios anteriores fue empleado posteriormente por Wood y
cols, (1977) [33] para estudiar la remodelación del hueso, y comparar sus resultados
con experimentos realizados en animales. Posteriormente, estudios por elementos
finitos de huesos con placas se llevaron a cabo por Levine y Stoneking (1980) [34] y
Claes y cols, (1982) [35], aplicando modelos tridimensionales; así como también
Carter y cols, en 1981 [36]; estos estudios estuvieron orientados en particular a la
remodelación ósea, comparando los campos de esfuerzos con el fenómeno de la
104
TESIS DE DOCTORADO
resorción en estudios realizados in vivo para evaluar los esfuerzos cortantes en
solicitaciones a torsión.
Más tarde Chao y An (1982) [37] analizaron la fijación externa de huesos, empleando
modelos tridimensionales (3-D) y elementos viga, con lo cual determinaron la rigidez
de algunos materiales combinándolos con estudios experimentales, determinando la
dirección en la cual los tornillos del fijador van colocados en el hueso y en que
orientación producen altos esfuerzos, lo que ocasiona que el hueso quede propenso
a contraer necrosis. Estos esfuerzos fueron valuados por Chao y Malluege, (1981)
[38] empleando 3-D así como Crippen y cols, (1981) [39].
En cuanto a la fijación de fracturas con clavos, este procedimiento ha recibido
especial atención, ya que modelos 3-D no lineales de fracturas trocantéricas han sido
mencionadas por Ghassemi y cols, (1981) [40].
4.4 Evolución del modelado de estructuras óseas por medio del método del
elemento finito
Los distintos modelos de MEF de prótesis han surgido debido a la necesidad de
mejorar sus características y cualidades haciéndolos cada vez mas sofisticados y
aumentando muchas más características que lo asemejen a las condiciones reales.
De esta manera su evolución nos lleva de los modelos relativamente simples, hasta
los que en la actualidad existen. El primer trabajo del que se tiene conocimiento, en
el cual se empleó el método del elemento finito para modelar una estructura ósea,
fue realizado por Brekelmans y cols, en 1972 [1] (Figura 4.1) el modelo presenta
geometría bidimensional de un fémur completo con elementos triangulares, 3 nodos
por elemento con un total de 537 nodos. Los resultados fueron sencillos para fines
académicos.
105
TESIS DE DOCTORADO
Figura 4.1 Modelo de elementos finitos de un
fémur humano (Brekelmans y cols. 1972) [1].
En este primer trabajo se consideró un sólo instante de la marcha (al caminar), ya
que debido a las acciones de los distintos músculos, articulaciones etc., cambian
constantemente las direcciones y las magnitudes de las cargas en las diferentes
fases de la marcha. Por lo que en los análisis por elemento finito, únicamente se
considera un sólo instante de la marcha en el cual el peso completo del cuerpo se
encuentra apoyado en un sólo pie, que es en posición vertical y es considerada como
la más severa, en términos de solicitaciones, para cualquiera de los dos miembros
inferiores. Otros investigadores han desarrollado trabajos basados en elemento finito
en los que cada vez se ha avanzado sobre nuevos aspectos que a su vez enriquecen
106
TESIS DE DOCTORADO
los conocimientos que se han ido generando. Estudios similares para el análisis de
esfuerzos en fémures las realizó Rybicki y cols, en 1972 [7] lo cual fue el segundo
trabajo publicado; estos dos primeros trabajos de análisis por elemento finito, no
estuvieron orientados a problemas específicos pero sirvieron para mostrar las
bondades, las posibilidades y algunas otras capacidades del Método del Elemento
Finito. En estos estudios aplicaron esfuerzos en un plano bidimensional de la parte
proximal del fémur variando el módulo de elasticidad de los elementos, con el objeto
de considerar algunas variaciones en el espesor del hueso. Siguiendo esta línea
Wood y cols, en 1973 [8] realizaron estudios similares en las que se analizó la parte
proximal del fémur variando el módulo de elasticidad de los elementos empleados,
los resultados obtenidos se compararon con el análisis de una viga en 2-D. Por otra
parte, los primeros trabajos bidimensionales realizados por (Brekelmans y cols.,
1972, Ribicki y cols., 1972) [1, 7] tienen fuertes limitaciones para reproducir la
geometría del fémur ya que en estos modelos presentan un espesor constante y no
toman en cuenta el hueco en su porción media que es el canal medular, además,
tampoco consideran el hecho de que la geometría del hueso es irregular.
Scholten 1975 [9] realizó un primer modelo 3-D, el cual presenta una malla refinada y
de la cual se publica poca información. Un modelo posterior fue presentado por
Valliapan y cols, en 1977 [11]. Este modelo resultó más simple en comparación al
modelo presentado por Scholten. Aunque Valliapan y cols, [11] presentaron una
buena concordancia entre los resultados obtenidos por elemento finito y los
obtenidos experimentalmente en un sentido relativo pero en lo general la correlación
entre resultados es burda; ya que como se mencionó anteriormente, los modelos
presentan fuertes limitaciones para reproducir la geometría del fémur y fueron
análisis didácticos.
Posteriormente, un análisis de esfuerzos de una prótesis total de cadera
tridimensional fue realizado por S.J. Hampton y cols, en 1979 empleando elementos
finitos isoparamétricos tipo hexaédrico. Para la construcción del modelo, las
propiedades que se tomaron en cuenta fueron la isotropía, la linealidad así como la
107
TESIS DE DOCTORADO
homogeneidad lo cual contribuyó a mostrar como poco a poco se realizaban modelos
cada vez más sofisticados.
El trabajo presentado por Rohlman y cols, en 1982 [13] nos muestra un modelo
tridimensional de un fémur humano, el cual reproduce con precisión su geometría,
para lo cual se modeló un fémur de cadáver figura 4.2. Este fue construido con 1,950
elementos isoparamétricos de 8 nodos, con 2, 532 puntos nodales y 7, 188 grados
de libertad. En lo que corresponde al modelado de la diáfisis del hueso, se empleó un
total de 48 elementos y 128 nodos para cada sección del fémur, dispuesto en tres
anillos concéntricos, formados por 16 elementos cada uno, tal como se observa en la
figura 4.3.
Figura 4.2 Modelo tridimensional de un fémur
humano (Rohlman y cols. 1982) [13].
108
TESIS DE DOCTORADO
Figura 4.3 Sección de un elemento que
forma el modelo de la diáfisis [13].
Huiskes y cols [14], en 1981 muestran que el canal medular puede ser modelado y
además, notaron que existía la posibilidad de aplicar un mallado muy refinado, y
proponen que la cortical se puede considerar como un cuerpo transversalmente
isotrópico.
Hayes y cols, en 1982 [18] realizan un intento para relacionar la arquitectura del
hueso trabecular en la rótula con la distribución de esfuerzos mediante la hipótesis
de la ley de Wolf. Estos investigadores, al utilizar modelos bidimensionales, notaron
que las regiones de mayor densidad trabecular se alinean por sí mismas de acuerdo
a la orientación de los esfuerzos. Otros trabajos de elemento finito que se publicaron
durante esta época lograron importantes avances y desarrollos al introducir otras
propiedades como la no linealidad y la
anisotropía, que se consideran en los
trabajos posteriores.
La técnica más moderna para establecer la geometría de los huesos consiste en el
empleo de la tomografía computarizada; esto se debe a que el tomógrafo muestra
cortes transversales de los tejidos, para lo cual se auxilia de una computadora que
integra las imágenes radiográficas que previamente se obtienen, y además es
posible diferenciar las diversas densidades asociadas al comportamiento del hueso.
109
TESIS DE DOCTORADO
Algunos de los primeros trabajos en los cuales se emplea esta técnica de tomografía
computarizada, para determinar la geometría y las propiedades mecánicas del
hueso, se publicaron en la década de los noventas. Marom y Liden (1990) [41], para
este efecto desarrollaron un programa de cómputo, con el que se tomaron los datos
obtenidos al realizar un barrido completo de una tibia de cadáver, mediante
tomografía computarizada. Este programa recupera la información gráfica obtenida,
con los datos, tanto de la geometría del hueso, como la de su correspondiente
densidad. La figura 4.4 muestra un corte tomográfico de una tibia, en el cual se
pueden apreciar los valores numéricos que corresponden a la densidad de cada
punto de la muestra.
Figura 4.4 Corte tomográfico de una tibia que representa la densidad ósea [41].
Keyak y cols 1990, [42] describen un método para generar automáticamente mallas
de elemento finito a partir de cortes de tomógrafo. Unos años más tarde se validó
este método mediante galgas extensométricas (Keyak y cols. 1993) [43]. En este
estudio se realizaron 94 cortes del fémur de un cadáver, los cuales fueron
procesados para obtener la malla de elementos finitos; para este efecto se empleó
una minicomputadora Sun SPARC station. El modelo generado consistió de 13, 778
elementos cúbicos con 17, 244 nodos figura 4.5.
110
TESIS DE DOCTORADO
Figura 4.5 Modelo de elementos finitos de la parte superior de un fémur
obtenido por tomografía computarizada [13].
En el modelo presentado por (Keyak y cols,. 1993) [43], se consideraron 82 módulos
de elasticidad y los valores varían de 0.01 Mpa, 10.5 x (1.1)n-2 Mpa, n = 2,3,...,82. Los
resultados obtenidos posibilitaron a los autores para establecer relaciones empíricas
entre la densidad aparente del hueso y su módulo de elasticidad a la compresión.
4.5 Condiciones de carga considerados en los modelos de elementos finitos
Las cargas consideradas en los primeros trabajos de análisis por elemento finito son
arbitrarias ya que, en los estudios realizados por los diferentes autores e
investigadores no hay una uniformidad de criterios. En los trabajos publicados por
(Brekelmans y cols., 1972 [1], Bucholz y cols., 1987 [44], Keyak y cols., 1993, [42]
Kang y cols., 1993 [45], Mann y cols., 1995 [46], Van Rietbergen y cols., 1997 [47])
se considera la reacción de la cadera y la acción de los músculos abductores que
corresponden con la fase de la marcha en la que, el peso corporal se apoya en una
sola pierna, mientras que la otra se prepara para iniciar el balanceo para completar el
paso figura 4.6.
111
TESIS DE DOCTORADO
Reacción de la cadera = 2.6 W = 1914 N.
Gluteo Medio = 1.8 W= 1325 N.
78°
71°
Figura 4.6 Modelo tridimensional de elementos finitos en
que se muestran las consideraciones de carga [45].
Posteriormente, en la década de los noventa, Taylor y cols., 1996 [49] incluyen
además de los músculos anteriormente descritos, todo un sistema de fuerzas. En
este modelo se toma en cuenta la acción de los músculos abductores así como la
reacción de la cadera, también considera la acción de los músculos ilio-tibiales y del
psoas iliaco como muestra el modelo de elementos finitos del fémur de la figura 4.7.
En la figura 4.8 se presenta el modelo de elementos finitos del sistema implantehueso con condiciones de carga simulando la postura apoyado sobre una pierna.
Reacción de la cadera
Abductores
13°
7°
20°
Iliopsoas
Tracto Iliotibial
9°
Figura 4.7 Sistema de fuerzas
aplicadas al modelo femoral de
elementos finitos [49].
112
TESIS DE DOCTORADO
Reacción de la cadera = 2.6 W = 1914 N.
Gluteo Medio = 1.8 W= 1325 N.
78°
71°
Figura 4.8 Modelo de un fémur de
elementos finitos de un sistema implantehueso. (Taylor y cols., 1996) [49].
4.6 Parámetros empleados para el desarrollo de los modelos de elementos
finitos
De la revisión realizada anteriormente en relación a los distintos trabajos publicados,
se obtiene la tabla 4.1, en la cual se muestran las propiedades que fueron
consideradas en algunos trabajos; tales como el módulo de elasticidad para los dos
tipos de hueso, así como la relación de Poisson; dichos trabajos como puede notarse
consideran un análisis isotropico. En tanto que en la tabla 4.2 se presentan los
valores numéricos de las propiedades mecánicas que se han empleado para analizar
las prótesis convencionales de cadera y el cemento óseo.
Autores
Brekelmans y cols., 1972 [1]
Rohlmann y cols., 1982
Cheal y cols., 1992 [50]
Keyak y cols., 1993 [43] 3
Kang y cols., 1993 [45]
Taylor y cols., 1995 [48]
Módulo
Elasticidad
Módulo
Elasticidad
Cortical
Trabecular
(GPa)
(GPa)
20
---------18
0.4-1.8
12,12,22
0.6
-5
1x10 – 22
17.6
0.3
17
0.4-1
H / N-
I / O2
Relación
Poisson
H
N-H
H
N-H
H
H
I
I
O
I
I
I
0.37
0.33
0.30
0.30
0.30
0.33
113
TESIS DE DOCTORADO
Mann y cols., 1995 [46] 3
Taylor y cols., 1996 [49]
Kalidindi y Ahmad, 1997
Wang y cols., 1998 [53]
5x10-4 – 18.7
17
0.3-1.3
11,11,17
1
17
1.3 y 0.32
N-H
N-H
H
H
I
I
O
I
0.30
0.33
0.30
0.30
Tabla 4.1 Propiedades mecánicas consideradas en la literatura abierta
1
Homogéneo / No Homogéneo
2
Isotrópico / Ortotrópico
3
No se hace distinción entre hueso trabecular y hueso cortical
AUTORES
Rohlman y cols.,
MÓDULO
MÓDULO DE
MÓDULO
DE
ELASTICIDA
DE
ELASTICIDA
D DEL
ELASTICIDA
D DEL
D DEL
ACERO
D ALEACIÓN
TITANIO
CEMENTO
INOXIDABLE
CO-CR-MO.
TI-6AL-4V
(PMMA)
316 LVM
MÓDULO DE
RELACIÓN
ELASTICIDA DE POISSON
2.3 Gpa
200 Gpa
*********
*********
0.33
**********
*********
234Gpa
110 Gpa
0.30
2.0 Gpa
200 Gpa
*********
********
0.33
2.2 Gpa
*********
210 Gpa
110 Gpa
0.30
2.07 Gpa
207 Gpa
*********
********
0.23
2.2 Gpa
200 Gpa
**********
*********
0.30
1982 [13]
Cheal y cols., 1992
[50]
Taylor y cols., 1995
[48]
Mann y cols., 1995
[46]
Crowninshield y
cols., 1980 [51]
VendonshotHuiskes
1997
Tablas 4.2 Propiedades de los materiales empleados por distintos autores.
Las condiciones de carga seleccionadas para su aplicación a los modelos numéricos
deben corresponder a las solicitaciones de carga predominantes en el sistema. Las
114
TESIS DE DOCTORADO
condiciones de carga que incluyen únicamente la acción de los músculos abductores
y la fuerza de reacción de la cadera, dan por hecho que el fémur está sometido
predominantemente a flexión. No obstante, Taylor y cols. [49], ponen en duda dicha
aseveración, las razones que dan para tal motivo, son las siguientes:
-
La configuración que sólo considera dos fuerzas (contacto de la cadera y
abductores) produce esfuerzos de compresión mediales (cara próxima a la línea
de simetría) elevados, los cuales son ligeramente menores en magnitud, pero de
sentido inverso (tensión) para la cortical lateral (alejada de la línea media), y son
despreciables en las regiones anterior y posterior. De acuerdo a la teoría de la
remodelación ósea, se espera que, en este caso, el hueso se adapte a este
patrón de esfuerzos, ya sea adoptando una geometría elíptica, o bien variando el
espesor de la cortical. Sin embargo se ha demostrado [14], que la sección
transversal de la diáfisis del fémur es casi circular, con una cortical que tiene un
espesor aproximadamente constante.
-
La función de los huesos de la extremidad inferior se considera que cumplen con
dos funciones fundamentales, que son soportar al esqueleto y servir como
estructuras para que los músculos generen el movimiento. Ambas funciones
requieren
que
el
hueso
sea
lo
suficientemente
rígido
y
se
deforme
imperceptiblemente. En los estudios numéricos realizados en huesos largos
predicen grandes desplazamientos de la cabeza femoral debidos a las
solicitaciones a que se somete, los cuales se sitúan entre los 10 y los 15 mm. Sin
lugar a dudas, es cuestionable que tales desplazamientos ocurran, por lo que
también resulta dudoso, es que el fémur esté sometido a grandes esfuerzos de
flexión.
-
Se ha cuestionado la posibilidad de que la actividad de los músculos ayuda a
eliminar los momentos de flexión, que sin su acción se presentaría en los huesos,
y que los huesos están diseñados para actuar en compresión. Por ello, se afirma
que las cargas de compresión permiten que se tenga una distribución más
115
TESIS DE DOCTORADO
económica del material óseo. Si el hueso estuviera sometido a flexión, se
generarían niveles de esfuerzo más elevados, por lo que se requeriría una mayor
masa ósea para resistir dichos esfuerzos. El hueso sometido a compresión
experimenta niveles de esfuerzo menores, y requiere menor cantidad de tejido
óseo. Este hecho no sólo tiene un menor costo biológico (crear y mantener una
mayor cantidad de tejidos óseos, incluyendo a una cantidad importante de
células), sino que además reduce el costo energético durante la locomoción.
Esta condición de carga ha sido empleada por otros autores en articulos publicados
recientemente [53, 54]. No obstante, un estudio experimental llevado a cabo
recientemente [55] contradice el postulado que afirma que el fémur está sometido a
compresión en la fase de apoyo medio de la marcha. El estudio consistió en colocar
galgas extensométricas en la región subtrocantérea lateral del fémur de dos
pacientes. Las mediciones realizadas durante la marcha encontraron deformaciones
de tensión, lo que indica que el fémur se encuentra en flexión. Estudios posteriores
deben realizarse para definir las condiciones de carga idóneas.
En algunos otros trabajos [56, 57, 58, 59], se emplean configuraciones de carga muy
simples, que en realidad consisten de una sola carga aplicada a la cabeza femoral y
que representa la reacción de la cadera. Tales configuraciones se emplean porque
los resultados obtenidos mediante el método del elemento finito se validan
experimentalmente, por lo general mediante galgas extensométricas y el marco de
carga incluye como actuador el cabezal móvil de algún tipo de máquina universal de
ensayos. De igual forma, algunos otros trabajos consideran adicionalmente la acción
de subir escaleras, además de la fase de apoyo medio de la marcha [53, 60].
4.7 Sumario
La revisión antes descrita, permite conocer las características que cada investigador
empleó en sus diferentes estudios, de la misma manera, la información que cada uno
obtuvo, permitió que los estudios se fueran haciendo mas sofisticados al emplear
116
TESIS DE DOCTORADO
criterios mucho más amplios. También otra característica que hay que señalar es que
a medida que el método se fue empleando, los resultados se volvieron más
confiables; así como el rápido avance del equipo de cómputo empleado, permitieron
que en los estudios se involucraran más condiciones de carga y de frontera.
4.8 Referencias
[1]
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121
TESIS DE DOCTORADO
Capítulo 5
LOS ANÁLISIS EXPERIMENTALES DE
ESFUERZOS Y LA BIOMECÁNICA
Se mencionan diferentes técnicas experimentales
de esfuerzos, así como sus características
principales, en la parte final, se enuncian las
consideraciones para el desarrollo del modelo del
presente trabajo.
122
TESIS DE DOCTORADO
5.1 Objetivo de los análisis experimentales de esfuerzos
El objetivo de los análisis experimentales de esfuerzos es corroborar y validar
análisis teóricos de la mecánica de materiales, generalmente se realizan
deducciones lógicas para establecer fórmulas y ecuaciones que predicen el
comportamiento mecánico, pero se debe reconocer que tales ecuaciones no se
deben aplicar a la realidad, a menos que se conozcan ciertas propiedades de los
materiales; las cuales son accesibles sólo mediante la realización de experimentos
adecuados en laboratorio. Así mismo, debido a que gran parte de los problemas
prácticos de gran importancia en ingeniería no pueden resolverse eficazmente
mediante procedimientos teóricos, se requieren necesariamente mediciones
experimentales.
Los análisis de esfuerzos, como su nombre lo indica, determina la magnitud de los
mismos, así como los desplazamientos y deformaciones unitarias en cada punto del
espécimen estudiado, al ser sometido a las diferentes solicitaciones de carga; entre
las razones por la que se hace indispensable la aplicación del análisis de esfuerzo
podemos enumerar las siguientes:
1. Prevenir y evitar fallas en componentes
2. Optimización de material
3. Realización de un análisis comparativo en dos o en más diseños y
seleccionar el espécimen que presente mayores ventajas en cuanto a su
desempeño mecánico.
Los análisis experimentales de esfuerzos comprenden las técnicas para determinar
mediante mediciones por medios físicos, químicos o una combinación de ambos, las
deformaciones unitarias (principales, axiales, cortantes etc.) desplazamientos y
esfuerzos (principales, axiales, cortantes etc.) de algún elemento que se encuentre
bajo el efecto de solicitaciones de carga que induce un estado de esfuerzos
particular.
123
TESIS DE DOCTORADO
5.2 Análisis experimental de esfuerzos
El análisis experimental de esfuerzos es un término genérico que comprende las
técnicas para determinar mediante mediciones por medios físicos, químicos o una
combinación de ambos, las deformaciones (axiales, principales, cortantes, etc.),
desplazamientos y esfuerzos unitarios (axiales, cortantes, principales, etc.) de algún
elemento que se encuentre bajo el efecto de solicitaciones de carga que induce un
estado de esfuerzos particular.
Los distintos métodos experimentales para el análisis de esfuerzos que existen,
proporcionan información muy específica, con limitaciones serias en su aplicación.
Como ejemplos de lo anterior se citan dos casos, el primero, el de las galgas
extensométricas, mediante las cuales es posible determinar únicamente la
deformación de un punto, respecto de una dirección muy particular. Por otra parte, en
el caso de la fotoelasticidad reflectiva, se obtiene una respuesta muy pobre en
términos del número de franjas isocromáticas. No obstante, si se aplican
correctamente, los métodos experimentales se apegan más a la realidad, por lo que
es conveniente combinarlos con los numéricos para complementarlos. Éstos últimos
aportan una gran cantidad de información para el análisis, en tanto que los métodos
experimentales se apegan más a la realidad.
5.3 Métodos numéricos para el análisis de esfuerzos
Los métodos numéricos inician con el planteamiento de las ecuaciones que rigen el
fenómeno y la introducción de las condiciones de frontera del caso, pero en vez de
hacer simplificaciones, se retiene la complejidad del problema y se busca una
solución numérica, con base en el empleo de las computadoras y de programas para
resolver el problema en cuestión. Dichos programas son de uso general y se aplican
al análisis de esfuerzos. Contemplan tres etapas, que son:
124
TESIS DE DOCTORADO
Pre-Proceso:
Se introducen las propiedades mecánicas del, o de los materiales.
Se define la geometría del espécimen, se selecciona el, o los tipos
de elementos finitos a emplear y se genera la malla de elementos
finitos.
Solución:
Se introducen las condiciones de carga y de frontera. Se solucionan
los sistemas de ecuaciones.
Post-Proceso: Se generan las imágenes de los campos obtenidos
(desplazamientos, deformaciones, esfuerzos normales y cortantes,
criterio de Von Mises, etc)
5.4 Selección del método de análisis
Las opciones que se cuentan para estudiar los implantes se pueden agrupar en
cuatro categorías:
A). Análisis Numérico
B). Experimento de Laboratorio
C). Experimento con Animales
D). Estudio Clínico
Tales opciones representan un compromiso entre el control del experimento y la
cercanía a la realidad (ver figura 5.1). El análisis numérico, por lo general el Método
del Elemento Finito, es la opción que tiene un mayor control del experimento, no
obstante, es el que se encuentra más alejado de la realidad.
Tanto los experimentos de laboratorio, como los experimentos con animales pueden
emplear técnicas de análisis experimental de esfuerzos. Los primeros se realizan con
materiales inertes, o que estuvieron vivos, y se les denominan ”in vitro”. Los
125
TESIS DE DOCTORADO
experimentos con animales, o “in vivo”, se realizan alterando alguna condición del
animal. En muchas ocasiones implican la implantación, mediante cirugía, de algún
tipo de implante, el cual puede estar instrumentado mediante alguna de las técnicas
disponibles de análisis experimental de esfuerzos. En este tipo de estudio se
establecen grupos control y grupos experimentales. Los controles son animales que
se desarrollan normalmente y sirven de comparación de los pertenecientes al grupo
experimental. Por lo general, los animales son sacrificados y las partes de interés se
estudian mediante ensayos destructivos y estudios de muy diversos tipos,
radiológicos, tomográficos, densitométricos, histológicos, bioquímicos y otros.
Figura 5.1 Herramientas de análisis disponibles para la investigación
en biomecánica aplicada a la ortopedia.
126
TESIS DE DOCTORADO
Finalmente, los estudios clínicos se hacen en pacientes humanos, a los cuales se les
realiza algún tratamiento médico, ya sea la administración de algún medicamento en
particular, aplicación de campos magnéticos, corrientes eléctricas, o algún otro
estudio; o bien la colocación mediante cirugía de implantes o prótesis de algún tipo
en especial. Por lo general los resultados se evalúan mediante técnicas de análisis
no invasivas, tales como las de imagenología clínica (radiografías, tomografía
computarizada, resonancia magnética, densitometría ósea, etc), así como otras
observaciones de tipo clínico, tales como arcos de movilidad, presencia de dolor, etc.
Los estudios
mencionados en el párrafo anterior son muy importantes, ya que
demuestran condiciones muy similares a las que se verifican en la realidad. No
obstante, existen una cantidad muy grande de factores que se interrelacionan entre
sí y lo que hace difícil saber cual es el factor determinante en el éxito o el fracaso de
algún tipo de implante o tratamiento médico en general.
La elección del tipo de estudio a seguir, depende del propósito de la investigación a
desarrollar. Por lo general, cuando se estudia un nuevo concepto en prótesis o
implante se emplean todas las herramientas de análisis, debido a la severidad de las
consecuencias que una posible falla en el implante le puede ocasionar a un paciente,
así como por la variabilidad biológica que implica su uso en pacientes de distintas
condiciones y características. De igual forma, los estudios clínicos pueden encontrar
errores que sean imputables al diseño del implante, pero también, posibles fallas en
la técnica quirúrgica empleada, selección del paciente y la precisión del diagnóstico
dado por los médicos especialistas.
5.5 Mediciones de deformación
Las mediciones de las deformaciones en la biomecánica son un reto, aun para las
técnicas ya establecidas como galgas extensométricas, lacas frágiles, holografía,
termografía, cubiertas fotoelásticas en dos o tres dimensiones.
127
TESIS DE DOCTORADO
Las aplicaciones más comunes de las mediciones de las deformaciones en
biomecánica se dan en el desarrollo de productos, la evaluación de las propiedades
de los materiales tales como el módulo de elasticidad y la relación de Poisson, la
determinación de las fuerzas y momentos in vivo y la estimación del comportamiento
del esqueleto in vivo.
Los propósitos de estas mediciones son:
1. Producen datos que pueden ser convertidos en esfuerzos y emplearse para
establecer las áreas potenciales de falla, lo cual puede ser aplicado para indicar
secciones para subsecuente rediseño.
2. Reducir el material en secciones no sujetas a esfuerzos altos, para minimizar
costos del mismo.
3. Analizar las fallas “en servicio”
4. Validar las hipótesis hechas mediante el modelado mediante el método del
elemento finito
Muchos de los problemas asociados a las mediciones de las deformaciones en la
bioingeniería son comunes para las técnicas de medición de deformaciones en
general [1].
5.5.1 Fotoelasticidad de transmisión
No obstante que el procedimiento para aplicar la fotoelasticidad es bien conocido,
existen en la literatura de biomecánica pocas aplicaciones tridimensionales [2,3].
Esto se debe a la dificultad de mantener una concordancia entre los módulos de
elasticidad de acuerdo a las leyes del análisis dimensional.
128
TESIS DE DOCTORADO
En los análisis bidimensionales, las franjas isocromáticas pueden no representar los
esfuerzos cortantes máximos en la estructura tridimensional original. Si se ignora la
anisotropía este procedimiento puede dar una aproximación de primera instancia.
5.5.2 Lacas frágiles
Las lacas frágiles cuando se aplican en forma de aerosol sobre el espécimen
sometido a cargas de tensión y se les permite secarse, muestran una serie de
grietas. Por el contrario, si previamente a la aplicación del aerosol se somete a
compresión al espécimen, entonces al liberar la carga mostrarán las grietas que
resultan de los niveles críticos de compresión que existían en el espécimen bajo
estudio. Los estudios de lacas frágiles han sido empleados para identificar las áreas
críticas previamente a la instalación de galgas extensométricas tanto en materiales
isotrópicos, como anisotrópicos.
Las lacas frágiles proporcionan un efecto de reforzamiento despreciable cuando se
aplican a la superficie de las probetas o especimenes y se remueven con facilidad.
Un problema común que le ocurre con frecuencia a los analistas inexpertos, es la
generalización de grietas sin una dirección definida, el cual está asociado con el
control de la temperatura y de la humedad. Este problema puede ser resuelto
empleando calentadores locales.
5.5.3 Galgas extensométricas
Este es el método de análisis experimental de esfuerzos que se emplea con mayor
frecuencia. Sin embargo, se pueden presentar infinidad de problemas relacionados
con su uso, los cuales se pueden minimizar si se pone atención a la selección de la
galga, adhesivos, soldadura, cables y capas protectoras para aplicaciones a corto y
largo plazo.
129
TESIS DE DOCTORADO
Los factores de corrección que se utilizan para los ensayos donde se emplean galgas
minimizan los errores. De ellos, el factor por sensibilidad transversal es
particularmente problemático para su aplicación en biomecánica.
Los trabajos donde se usan galgas extensométricas en materiales compuestos y la
cuantificación de los errores asociados con dichas investigaciones, tienen aplicación
para la medición de las propiedades mecánicas direccionales en huesos. Se han
empleado galgas sobrepuestas, galgas con portantes rígidos y capas protectoras
rígidas han sido usados con éxito por Lanyon [4] y por Carter y cols. [5].
Un estudio publicado por Wright y Hayes [6] reveló que la instalación de las galgas
extensométricas a un hueso in vitro, no difiere mucho de su aplicación en metales,
del mismo modo, los resultados obtenidos son altamente satisfactorios.
5.5.4 Fotoelasticidad reflectiva
La fotoelasticidad reflectiva es un método de campo completo que ha sido empleado
por largo tiempo para medir deformaciones en la superficie de los especimenes
durante pruebas estáticas o dinámicas.
Con la fotoelasticidad reflectiva se utiliza una cubierta plástica sensible a la
deformación, la cual pega a la parte por ser estudiada. Entonces, cuando se aplican
las cargas de servicio o de prueba, la cubierta es iluminada por una luz polarizada
proveniente de un polariscopio de reflección. Al observar la pieza a través del
polariscopio, la cubierta muestra las deformaciones en forma de franjas de distintos
colores. Mediante un transductor óptico (compensador de balance nulo) acoplado al
polariscopio, es posible llevar a cabo estudios de análisis de esfuerzos de manera
simple y rápida. Se pueden obtener registros permanentes mediante fotografía o
video.
130
TESIS DE DOCTORADO
La fotoelasticidad reflectiva puede aplicarse a la superficie de cualquier parte sin
importar su forma, tamaño, o material empleado en su composición. Para formas
complejas se prepara un plástico líquido en un molde plano y se permite su
polimerización parcial; al adquirir una consistencia sólida y moldeable, la hoja se
retira del molde y se ajusta al contorno de la pieza. Cuando se tiene la cubierta
perfectamente curada, la cubierta plástica se pega empleando un cemento reflectivo
especial, entonces la pieza está lista para ser probada. Las cubiertas fotoelásticas
pueden aplicarse a materiales isotrópicos o anisotrópicos, tanto para determinar los
sitios para la colocación posterior de galgas extensométricas, como para llevar a
cabo análisis de campo completo. Sin embargo, pueden surgir problemas si se
emplean cubiertas a secciones delgadas, como el ilion de la pelvis, debido al efecto
de reforzamiento, en virtud de que el espesor del ilion es variable. Las cubiertas de
menor módulo no causan reforzamiento, sin embargo su sensitividad es menor.
Adicionalmente, pueden presentarse efectos de borde debido a la diferencia en la
relación de Poisson, particularmente en las regiones de un mayor gradiente de
deformaciones [7].
5.5.4.1 Fundamentos de la luz polarizada
La luz o los rayos luminosos son vibraciones electromagnéticas similares a las ondas
de radio. Una fuente incandescente emite energía radiante la cual se propaga en
todas las direcciones y contiene un espectro completo de vibraciones de diferentes
frecuencias o longitudes de onda. Una porción de este espectro, con longitudes de
onda entre 400 y 800 nm se encuentra en el rango perceptible para el ojo humano.
La vibración asociada con la luz es perpendicular a la dirección de propagación. La
fuente de luz emite un tren de ondas que contiene vibraciones en todos los planos
perpendiculares. No obstante, por la introducción de un filtro polarizador P (figura
5.2), solo una componente de la vibración se transmitirá ( la cual es paralela al eje
del filtro). A esta emisión se le denomina luz polarizada o polarizada plana ya que la
vibración está contenida en un solo plano. Si se coloca otro filtro polarizador A, se
131
TESIS DE DOCTORADO
obtiene una extinción completa del rayo cuando los ejes de los dos filtros son
perpendiculares entre si.
La luz se propaga en el vacío o en el aire a una velocidad C de 3 x 1010 cm/s. En
otros cuerpos transparentes, la velocidad V es menor y la relación C / V se llama
índice de refracción. En cuerpos homogéneos, el índice es constante sin importar el
plano de propagación o el plano de vibración. No obstante en los cristales el índice
depende de la orientación de la vibración con respecto al índice del eje. Ciertos
materiales, como los plásticos, se comportan isotrópicamente cuando no están
sometidos a carga pero muestran comportamiento anisotrópico cuando se someten a
esfuerzo. El cambio de índice de refracción es una función de la deformación
resultante.
Figura 5.2 Polarización de la luz [ 7]
132
TESIS DE DOCTORADO
Cuando un rayo polarizado a se propaga a través de un plástico de espesor t, donde
X y Y son las direcciones de las deformaciones principales en el punto considerado,
el vector luz se divide y dos rayos polarizados se propagan en los planos X y Y (ver
figura 5.3). Si la intensidad de deformación a lo largo de X y Y es εx y εy, y la
velocidad de la luz vibrando en tales direcciones es Vx y Vy, respectivamente, el
tiempo necesario para cruzar cada placa será de t / V, y la retardación relativa entre
ambos rayos es:
∆= C(t / Vx - t / Vy) = t (nx-ny)
(5.1)
δ = C (t / Vx – t / Vy) = t (nx – ny)
Donde: n = índice de refracción
La ley de Brewster establece que: “El cambio relativo en el índice de refracción es
proporcional a la diferencia de deformaciones principales".
(nx – ny) = K (εx - εy)
(5.2)
La constante K se llama coeficiente óptico-deformación y caracteriza una propiedad
física del material, la cual es adimensional y se establece por calibración. De las
ecuaciones (5.1) y (5.2) se tiene:
133
TESIS DE DOCTORADO
Figura 5.3 Polariscopio plano [7]
δ = t K(εx - εy)
En transmisión
δ
En reflección
En
consecuencia,
=
2
(5.3)
t
K(εx
-
εy)
(5.4)
la
relación
básica
para
medir
deformaciones
mediante
fotoelasticidad reflectiva es:
δ(εx - εy) =
δ
2tk
(5.5)
Debido a la retardación relativa δ, las dos ondas no están en fase cuando emergen
del plástico. El analizador A transmitirá solo un componente de cada onda (que es
paralela a A) como se muestra en la figura 5.4. Estas ondas se interferirán, la
134
TESIS DE DOCTORADO
intensidad de luz resultante será función de la retardación δ, del ángulo entre el
analizador y la dirección de las deformaciones principales (β - α).
En el caso del polariscopio plano, la intensidad de la luz emergente será:
Figura 5.4 Polariscopio circular [7]
Ι = α2 sen2 2(β − α) sen2
πδ
λ
(5.6)
La intensidad de la luz se hace cero cuando β- α = 0, o cuando el polarizador se
encuentra a 90º del analizador y son paralelos a la dirección de las deformaciones
principales. De esta forma, el arreglo del polariscopio plano se emplea para medir las
direcciones de las deformaciones principales. Si se agregan filtros ópticos conocidos
como pueden se las placas de cuarto de onda en la trayectoria de la propagación de
la luz, se produce una luz circularmente polarizada, y la imagen observada no es
135
TESIS DE DOCTORADO
influenciada por la dirección de las deformaciones principales. La intensidad de la luz
que emerge se convierte en:
I = α2sen2
πδ
λ
(5.7)
En un polariscopio circular, la intensidad de la luz se convierte en cero cuando δ=0,
δ=1λ, δ= 2λ.., o en general:
δ = Nλ
donde N es 1, 2, 3, etc
A esto se le conoce como orden de franja y expresa el tamaño de δ. La longitud de
onda seleccionada es:
δ = 575 nm
Una vez que δ=Nλ se conoce, la diferencia de deformaciones principales se obtiene
por:
(εx - εy) =
Nλ
= Nf
2tk
(5.8)
En la figura 5.5 se muestra la un esquema de un polariscopio de reflección y sus
componentes principales.
136
TESIS DE DOCTORADO
Figura 5.5 Representación esquemática de un polariscopio de reflección
5.5.4.2 Selección de cubiertas fotoelásticas
Las principales consideraciones en la selección de las cubiertas fotoelásticas, son:
1. Método de aplicación del plástico a la superficie de pruebas
2. Sensibilidad
3. Severidad del contorno
4. Efecto de refuerzo
5. Máxima elongación
6. Temperatura de prueba
Método de aplicación del plástico a la superficie de pruebas. Existen tres formas
básicas de cubiertas fotoelásticas, que son
137
TESIS DE DOCTORADO
a) Cubiertas sólidas planas
b) Líquidos para conformar cubiertas conformables
c) Líquidos para aplicación en aerosol
Las cubiertas fotoelásticas pueden clasificarse en tres categorías: de módulo de
elasticidad alto, mediano y bajo.
Cuando se tiene una superficie plana, es preferible emplear cubiertas planas, ya que
ofrecen las siguientes ventajas:
• Espesor uniforme (± 0.05 a ± 0.08 mm)
• Propiedades fotoelásticas uniformes
• Facilidad de manejo
• Disponibilidad
Para estructuras de forma irregular se emplean cubiertas hechas a partir de plásticos
líquidos, ya sea con el método de la conformación de cubiertas, o mediante
aerosoles.
Sensibilidad. La sensibilidad de las cubiertas depende de dos elementos:
1. La sensibilidad de la cubierta es expresada por el valor de franja f. Este parámetro
representa la diferencia en las deformaciones principales, o
en la máxima
deformación cortarte, requerida para producir una franja.
2. La sensibilidad del polariscopio para examinar los patrones fotoelásticos y
determinan el orden de franja, N.
Idealmente, el nivel de deformaciones esperadas debe corresponder a la cedencia
del material que se estudia.
138
TESIS DE DOCTORADO
Severidad del Contorno. Si la superficie por ser cubierta tiene radios de curvatura
pequeños, se deberá seleccionar una cubierta de espesor tal que pueda ser
conformada sobre las proyecciones dentro de los resquicios mientras se mantiene un
espesor uniforme. Como una regla práctica, el espesor de la cubierta debe ser menor
que 20 por ciento de los radios de curvatura de la superficie.
Efecto de refuerzo. Existen ciertos casos en los cuales una cubierta gruesa puede
producir un efecto significante de reforzamiento que debe ser tomado en cuenta.
Este fenómeno es despreciable en los elementos estructurales, o en los casos donde
se tiene un estado de esfuerzo plano.
El factor de corrección es una función del módulo elástico y la relación entre la
cubierta y el espécimen puede calcularse analíticamente.
Máxima elongación. La máxima deformación que puede medirse para una cubierta
fotoelástica dada depende de la curva esfuerzo-deformación y la linealidad del
comportamiento fotoelástico. El desempeño requerido que tiene una cubierta para
medir deformaciones plásticas en metales es diferente respecto de los rangos
elásticos o elasto-plásticos. Con las deformaciones plásticas, la sensibilidad de la
cubierta es menos significativa debido a las altas deformaciones que se presentan.
Para que una cubierta pueda seguir a un metal hasta su rango plástico, se pueden
seguir dos estrategias:
1. Una cubierta muy delgada con un módulo de elasticidad alto
2. Una cubierta gruesa con un módulo de elasticidad bajo
Temperatura de prueba. Si la prueba va a ser llevada a cabo a una temperatura
diferente de la considerada para un laboratorio, deben considerarse los efectos que
la temperatura ocasionará en la cubierta [8].
139
TESIS DE DOCTORADO
5.5.4.3 Calibración de las cubiertas fotoelásticas
Para poder convertir los órdenes de franja medidos mediante fotoelasticidad
reflectiva en deformaciones o esfuerzos en el objeto ensayado, se requiere introducir
la sensibilidad óptico-deformación de la cubierta. En fotoelasticidad reflectiva, la
relación básica entre la deformación y el orden de franja es:
(ε1 - ε2) =
Nλ
= Nf
2tk
(5.9)
Donde:ε1, ε2 =deformaciones unitarias principales
N =orden de franja, o número de longitudes de onda de retardación relativa
λ =longitud de onda de la luz blanca, tomado como 575 nm
t =espesor de la cubierta
K =coeficiente óptico-deformación del plástico fotoelástico (adimensional)
f =valor de franja de la cubierta plástica en m/m por franja
Es importante distinguir los coeficientes K y f. Donde K define una propiedad
fundamental del material fotoelástico en si, y es independiente del espesor y de la luz
empleada. El valor de franja f especifica la sensibilidad óptica-deformación de una
cubierta fotoelástica en particular. Como se muestra en la ecuación 5.9, este
parámetro depende del espesor de la cubierta, lo que incluye el hecho de que la luz
atraviese la cubierta dos veces en fotoelasticidad reflectiva, y de la naturaleza de la
fuente de luz. Para los plásticos que se usan para analizar partes estructurales, K
varía de 0.08 a 0.15. Los coeficientes mayores corresponden a los materiales con
sensibilidad óptica mayor. Los valores de franja f se pueden ajustar (seleccionando el
espesor de la cubierta) para adaptarse al problema de análisis de esfuerzos en
particular; pero, para la mayoría de los casos, será de 500 a 3 000 µm/m por franja,
en los que los valores bajos representan las cubiertas más sensibles. Los valores
nominales de K se pueden consultar en tablas proporcionadas por los fabricantes.
140
TESIS DE DOCTORADO
Con este valor se puede calcular el valor de franja para una cubierta específica con
un espesor dado (f = λ / 2 t K). No obstante, para mayor precisión se calibra un
espécimen de cada hoja para obtener su sensibilidad óptica-deformación.
Figura 5.6 Calibrador basado en una viga en voladizo
El método más simple para calibrar cubiertas fotoelásticas consiste en usar un
calibrador de una viga en voladizo. El calibrador de la figura 5.6, consiste de una
estructura rígida en la cual se monta y se fija una viga en voladizo. La viga se carga
en su extremo libre mediante un micrómetro, con lo que se mide con precisión la
deflexión. Cuando la viga, a la cual se le ha adherido una cubierta fotoelástica, se
monta en el calibrador y se deflexiona hasta un nivel determinado, con lo que se
impone un estado de deformación a la cubierta. Las mediciones en la birrefringencia
resultante en la cubierta proporciona la información necesaria para relacionar el
orden de franja con la diferencia de esfuerzos principales [9].
141
TESIS DE DOCTORADO
5.6 Telemetría
Los implantes ortopédicos transmiten cargas a través del cuerpo humano, por lo que
su diseño resulta ser un compromiso entre el espacio disponible limitado y la
elasticidad requerida por una parte, y la elevada resistencia a las cargas dinámicas y
estáticas por la otra. Para efectuar un diseño que resulte óptimo, se requiere conocer
el rango de las fuerzas que actúan y las deformaciones resultantes en el implante.
En algunos casos, en los que no existen resultados analíticos, o estos son dudosos,
las mediciones in vivo o in vitro de las deformaciones y de las fuerzas aplicadas al
implante son una opción viable. Para lo cual se pueden emplear galgas
extensométricas en virtud de su tamaño reducido, gran precisión y facilidad de
aplicación.
Al emplear galgas extensométricas directamente en el hueso de seres vivos es
riesgoso, ya que los cables deben salir del cuerpo a través de los tejidos blandos.
Para evitar la utilización de los cables, la mejor opción es seleccionar prótesis
instrumentadas con galgas extensométricas y transmisores de radio. Las prótesis así
instrumentadas se sellan herméticamente y se esterilizan para su uso.
Existen dos alternativas para aplicar la telemetría a los implantes. La primera
consiste en utilizar los aparatos comerciales, sin embargo, estos son muy
voluminosos para poderse emplear dentro de una prótesis. Pueden colocarse en los
tejidos blandos que rodean al hueso. Para ello, deberán conectarse por medio de
cables al interior del implante. Las características de estos aparatos presentan
severas desventajas y limitaciones, ya que es difícil mantenerlos sellados por largos
periodos de tiempo, así como existe el riesgo de que los cables se fatiguen, por lo
que no es conveniente su empleo.
142
TESIS DE DOCTORADO
La única solución que se puede justificar es incorporar los circuitos electrónicos de
telemetría al implante, lo cual representa una tarea compleja, ya que los circuitos
deberán ser lo suficientemente pequeños para ajustarse al interior del implante.
La primera aplicación de la telemetría en la ortopedia fue presentada por Rydell [10],
quien empleó una prótesis de cadera alimentada con baterías e instrumentada con
galgas extensométricas. Los circuitos de telemetría se conectaban a la prótesis a
través de cables. A pesar de los inconvenientes y el número limitado de pacientes
(dos), estas determinaciones son aún una de las mejores fuentes de información
referentes a la cadera. Asimismo, La mayoría de los trabajos que se publicaron en
los siguientes 18 años [11, 12, 13, 14], presentaban la desventaja de ser
relativamente voluminosos. La mayoría de ellos eran accionados mediante baterías
(las cuales son tóxicas) y su tiempo de operación estaba restringido. Adicionalmente,
el arreglo de los circuitos de telemetría estaban separados
del implante en la
mayoría de los casos, con las desventajas descritas previamente.
En un artículo [15] se presenta una prótesis de cadera instrumentada mediante tres
galgas extensométricas a un circuito de telemetría figura 5.7, la cual se le colocó a
una cabra con el propósito de obtener mediciones tridimensionales de las fuerzas
que se presentan in vivo en la cadera del animal. El sistema completo presentaba
características tales que superó las desventajas y limitaciones de los trabajos que le
precedieron.
El mismo principio ha sido aplicado por Kummer y cols. [16] para desarrollar una
prótesis de hombro instrumentada con tres galgas extensométricas y conectada a un
circuito de telemetría (Figura 5.8), la cual ha sido aplicada con éxito en cadáveres,
durante pruebas in vitro. En un trabajo publicado recientemente [17], se describe una
prótesis no convencional la cual se instrumentó mediante galgas extensométricas y
se colocó en un fémur de cadáver. (ver Figura 5.9). Las galgas extensométricas se
colocaron en dos ubicaciones, 4 en el interior de la cavidad de la prótesis justo por
encima del hombro, y 4 más dentro de una cavidad maquinada en la punta del
implante. Las galgas se conectaron con un circuito de telemetría, el cual enviaba
143
TESIS DE DOCTORADO
señales con una frecuencia de 200 Hz, para cada canal. En ambos casos, las galgas
se conectaron en medio puente de Wheatstone, uno colocado en la posición anterior
y el otro en posición lateral.
Figura 5.7 Implante instrumentado para medir fuerzas en una oveja in
vivo. (Bergmann y cols., J. Biomech 21:169-176, 1988 [15] )
144
TESIS DE DOCTORADO
Figura 5.8 Prótesis de hombro con instrumentación de telemetría
(Kummer y cols. Clin Orthop 330:31-34, 1996 [16] )
145
TESIS DE DOCTORADO
Figura 5.9 Protesis no convencional para cadera instrumentada con circuitos
telemétricos (Taylor y cols. J Biomech, 30(3):225-234, 1997) [17]
Las mediciones se llevaron a cabo en un lapso de dos años posteriores a la cirugía.
Se monitorearon las fuerzas a través de los implantes, en los sitios previamente
descritos, para la caminata sobre banda sinfín, subir y descender escaleras. Se
encontró que la relación entre la carga que se transmite al vástago intramedular y la
que éste transmite distalmente al hueso se incrementa conforme el paciente se
recupera de la cirugía y avanza en su proceso de rehabilitación.
En general, los análisis de esfuerzos es un concepto amplio que tiene como
propósito determinar los esfuerzos, deformaciones, desplazamientos y otras
146
TESIS DE DOCTORADO
unidades físicas, las cuales ocurren en un cuerpo cuando a éste se le aplican cargas
externas. En el presente capítulo se discuten las opciones para realizar este tipo de
estudios.
5.7 Sumario
La correcta selección de las herramientas disponibles, es un compromiso entre el
control del experimento y la cercanía con la realidad. De esta forma, las técnicas
numéricas, como lo es el Método del Elemento Finito (MEF), son las que ofrecen un
mayor control sobre el fenómeno estudiado, pero son las que más se alejan de la
realidad. En el otro extremo se encuentran los estudios clínicos, los cuales son muy
apegados a la realidad, pero tienen la característica de tener muy poco control sobre
el experimento. Debido principalmente a que involucra muchos factores
que
conciernen al paciente mismo, como lo son sus actividades, sus hábitos de
alimentación e incluso factores psicológicos y sociales; esto hace muy difícil llevar un
control del estudio.
Se revisaron los aspectos fundamentales que rigen la aplicación de las técnicas
experimentales para análisis de esfuerzos que se emplean con mayor frecuencia en
esta rama de la ingeniería, de la misma manera se realizó una descripción de las
mismas.
Para el caso de estudio, se plantea realizar un análisis comparativo para establecer
el impacto que los parámetros del diseño tienen en el desempeño del implante. En
este caso lo más recomendables es emplear técnicas numéricas para tener absoluto
control de los casos bajo estudio. De igual forma resulta conveniente realizar
estudios experimentales para verificar que el comportamiento de nuestro modelo se
encuentre apegado a la realidad.
147
TESIS DE DOCTORADO
El modelo a desarrollar en el presente trabajo se realizará considerando lo siguiente:
1) El presente trabajo abordará concretamente el problema del desgaste (debris) en
la zona de contacto (interfase) de la copa acetabular con la pelvis, ya que el
aflojamiento en ésta zona, de acuerdo a los antecedentes que se tienen por parte
del cuerpo médico en el Centro Nacional de Rehabilitación, se origina por
diminutas partículas de desgaste, siendo la principal causa de los fracasos de las
prótesis. Por lo que en el presente análisis se buscará realizar la evaluación del
debris a nivel experimental que afecta el buen resultado de la artroplastía de
cadera. De alguna manera, las partículas desprendidas son dañinas para el
organismo, ya que el sistema inmunológico reacciona e intenta deshacerse de
estas partículas, lo que genera una “batalla” en la zona, este descontrol puede
incluso manifestarse como osteolisis e incluso en el peor de los casos generar
muerte celular (necrosis). Por esta razón se pretende conocer el porcentaje de
desgaste o dicho de otra manera cuanto material puede verse involucrado en esta
reacción del organismo.
2) Se pretende realizar el presente estudio con un enfoque propiamente orientado a
la comunidad de pacientes mexicanos, para lo cual, después de realizar una
búsqueda
y
selección
de
pacientes
que
reunieran
las
condiciones
y
características típicas del paciente mexicano; se llegó a obtener la colaboración
de una persona de 1.60 m de estatura con 60 kg de peso, tales características
fueron aprobadas con las opiniones del cuerpo médico encargado de realizar las
cirugías. Posteriormente, se sometió a una evaluación previa a la persona
seleccionada, con el fin de no detectar anomalías que pusieran en riesgo las
lecturas tomográficas que se pretendían obtener. Se obtuvieron alrededor de 92
cortes tomográficos, los cuales fueron realizados cada 3 mm de la región en
donde se localiza la interfase de la copa acetabular, la cual une a la región de la
pelvis con la cabeza femoral.
148
TESIS DE DOCTORADO
3) Aunque existen diversos estudios como los que se mencionaron en el capítulo
tres referente al estudio del debris, en nuestro caso es importante señalar que se
realizará uno de los primeros
estudios referente a este tema; la importancia
radica principalmente en que un estudio nuevo, involucra generar mecanismos y
metodologías que sean aplicables al caso de estudio, para lo cual se tiene
contemplado emplear la infraestructura disponible en ambas instituciones, así
mismo, que el modelo sea lo más completo posible que nos permita sentar las
bases para estudios posteriores, por lo que es conveniente y deseable el poder
obtener tanto la configuración como el modelo de elementos finitos completa, en
este caso de la zona de estudio, como lo es la pelvis y sus interfases de una
paciente típica mexicana, este tipo de pacientes son las que sufren con mayor
incidencia lesiones de cadera y por consiguiente están expuestas a una
artroplastía de cadera y sus problemas que esta cirugía ocasiona.
4) Para la geometría tridimensional de la pelvis y sus consecuentes interfases, se
empleará el paquete ansys6.1. Aunque existe una gran gama de posibilidades de
estudios, se contempla realizar un análisis de esfuerzos en la zona de contacto de
la región pélvica, de la misma manera, se podrán realizar estudios variando el
ángulo de contacto de la pelvis y observar como afecta la distribución de
esfuerzos en la copa acetabular, tomando a la pelvis como transmisor de la carga
aplicada, también se podrían analizar únicamente simulando el acetábulo y un
modelo de prótesis, poniendole carga en un punto del acetábulo y otros estudios
más.
5) Con relación a las propiedades mecánicas del hueso y la interfase, de acuerdo a
la revisión bibliográfica, en donde se aplica en método del elemento finito, el
hueso es considerado como isotrópico (Brekelmens y cols, 1972 [18], Rohlman y
cols. 1982 [19], Keyak y cols. 1993 [20], Mann y cols. 1995 [21], Taylor y cols,
1996 [22] y otros) Por lo tanto se tomará la decisión final en base a los resultados
que vayan obteniendo. Considerando en un primer análisis al hueso como
isotrópico.
149
TESIS DE DOCTORADO
6) El material empleado para el modelo de elementos finitos, principalmente se basa
en las propiedades del hueso, las características de la copa acetabular, que es de
polietileno de alta densidad, de ultra alto peso molecular. El módulo de elasticidad
para el acero inoxidable y las del cemento.
7) Las cargas a considerar serán las más adecuadas, esto no quiere decir que las
cargas son las más completas y sofisticadas; de acuerdo a los estudios realizados
por Taylor y cols, 1996 [22], en el cual consideran además de la fuerza de
reacción del acetábulo y la acción de los abductores de la cadera, la acción de los
músculos ilio-tibiales y del psoas-iliaco. El modelo de cargas más completo, es sin
duda el presentado por Cheal y cols., 1992[23],. El cual es un modelo muy
sofisticado y completo, sin embargo existe todavía una gran incertidumbre acerca
de la precisión de los valores considerados. Se sabe que no es clara la función
que realizan los músculos del muslo para cada instante de la marcha, y otras
actividades de la vida cotidiana, por estas razones, se prefiere el empleo de un
sistema reducido de solicitaciones en vez de uno muy sofisticado.
150
TESIS DE DOCTORADO
5.8 Referencias
[1]
[2]
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TESIS DE DOCTORADO
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152
TESIS DE DOCTORADO
Capítulo 6
CONSTRUCCIÓN DEL MODELO DE
ELEMENTOS FINITOS DEL CASO DE
ESTUDIO
Se establece la construcción del modelo de
elementos finitos de la región anatómica de
estudio. Se realizó la geometría tridimensional de
una pelvis humana empleando tomografía
computarizada, así mismo, se utilizó el paquete
Ansys version6.1 en una computadora con doble
procesador Xeon. Los patrones de esfuerzos de los
diferentes casos fueron analizados y puestos a
discusión con la parte médica.
153
TESIS DE DOCTORADO
6.1 Construcción del Modelo
El desarrollo y construcción de geometrías tridimensionales de formas irregulares,
implica una serie de procedimientos dependiendo de la complejidad del mismo, para
el caso de la biomecánica y particularmente para la pelvis, se emplean tomografías
obtenidas de manera directa sobre el espécimen a analizar figura 6.1. Como se
mencionó en capítulos anteriores, se ubica a una persona que cumpla con las
características antropométricas que el caso requiera y. se le toma directamente la
tomografía, los cortes servirán como base en la elaboración de los planos
geométricos que servirán de base a los volúmenes dados
Figura 6.1 Muestra la región del caso de estudio (cortesía del CNR).
Para lo cual se obtuvieron alrededor de 92 cortes tomográficos figura 6.2, practicados
a la parte derecha de la pelvis de la voluntaria aparentemente sana, sexo femenino,
de 50 años de edad, de 1.60m, de estatura y de 60 Kg. De peso. Los cortes fueron
practicados cada tres milímetros desde el extremo superior de la cadera hasta la
zona de la cabeza femoral. EL equipo empleado fue un tomógrafo Somaton AR
(Siemens) de tercera generación, perteneciente al Centro Nacional de Rehabilitación.
154
TESIS DE DOCTORADO
Posteriormente los cortes fueron digitalizados mediante un scanner de cama plana
Scanjet 6100C (Hewlett Packard).
Figura 6.2. Muestra la sección de un corte del área de estudio.
La imágenes digitalizadas se procesaron de tal modo que se obtuvieron diversos
puntos de referencia (keypoints) para cada corte tomográfico tanto del exterior como
del interior. Los puntos determinan las líneas que conforman el corte dado figura 6.3.
Figura 6.3. Muestra un corte basado en Keyponts y líneas.
155
TESIS DE DOCTORADO
6.2 Consideraciones para el modelo de estudio
En la construcción del modelo del MEF se empleó el paquete Ansys version 6.1 en
una computadora personal del tipo Pentium 4. EL modelo obtenido consta de 70,000
elementos del tipo Solid 92 (tetraedros de 10 nodos) con un total de120 000 nodos.
La figura 6.4 muestra el tipo de elemento empleado en la malla de elementos finitos,
de la misma manera, en la figura 6.5 se presenta el modelo a base de líneas que
componen la parte estructural del modelo de la pelvis.
Figura 6.4 Muestra el elemento SOLID92 - 3-D 10-Nodos Sólido
Estructural Tetraédrico.
Figura 6.5 Desarrollo del modelo de alambre de la pelvis de un ser
humano.
156
TESIS DE DOCTORADO
De la figura anterior podemos destacar que los numerosos cortes practicados a la
región de estudio, se van integrando uno a uno para conformar la geometría
completa de la pelvis. En la siguiente figura podemos observar que las líneas
anteriores se convierten en áreas y posteriormente en volúmenes, teniendo así un
modelo sólido del caso a analizar.
Figura 6.6 Muestra el volumen del modelo de la pelvis del caso de
estudio.
6.3 Selección de las cargas a considerar
Desde que se empezó a utilizar el Método del Elemento Finito para el análisis de
estructuras óseas a principios de los años setentas, se han venido empleando un
sinnúmero de variantes en cuanto a las cargas aplicadas se refiere. Sin embargo, y a
pesar de numerables estudios, aún hoy existe cierta incertidumbre sobre emplear
modelos de cargas muy sofisticados o uno simplificado. Para este caso se realiza
una revisión bibliográfica y se obtiene lo siguiente. Para el presente caso de análisis
las cargas que resultan más demandantes son las de la fase de apoyo medio de la
marcha y que inciden en el orificio acetabular de la pelvis, así mismo, las cargas
descritas por Taylor y cols, [1], consideran además de la fuerza de reacción del
157
TESIS DE DOCTORADO
acetábulo y la acción de los abductores de la cadera, la acción de los músculos iliotibiales y del psoas-iliaco, este modelo considera las condiciones necesarias para
modelar adecuadamente las cargas.
Aunque, un modelo de cargas más completo y complejo, es sin duda el presentado
por Cheal y cols., 1992 [2], sin embargo existe todavía una gran incertidumbre acerca
de la precisión de los valores considerados. Se sabe que no es clara la función que
realizan los músculos del muslo para cada instante de la marcha, y otras actividades
de la vida cotidiana, por estas razones, se prefiere el empleo de un sistema reducido
de solicitaciones en vez de uno muy sofisticado.
Derivado de los trabajos anteriores a este estudio en la SEPI-ESIME se emplean en
nuestro estudio las cargas correspondientes a la de la cabeza femoral. Para nuestro
estudio se emplea una carga a reacción sobre la cabeza femoral con la misma
magnitud que se obtiene debido al peso del cuerpo de la voluntaria. Cabe hacer
mención que de acuerdo a la literatura abierta el peso que sostiene una pierna es
una tercera parte del peso total del mismo, por lo que emplean cargas que van de 40
Kg. a 120 Kg. simulando un incremento en cinco veces el peso total del individuo.
Con relación a las propiedades mecánicas del hueso y la interfase, existe un estudio
realizado por Huiskes y cols., [3] en donde se afirma que es conveniente considerarlo
como isotrópico, a pesar de que el tejido óseo es anisótropo. No obstante, de
acuerdo a la revisión bibliográfica, en donde se aplica en método del elemento finito,
el hueso es considerado como isotrópico Brekelmens y cols, 1972 [4], Rohlman y
cols. 1982 [5], Keyak y cols. 1993 [6], Mann y cols., 1995 [7]. Considerando en
nuestro estudio al hueso como isotrópico con un módulo de elasticidad de 17 GPa,
en tanto que su relación de Poisson es de 0.33.
En cuanto a las restricciones del modelo, todos los puntos de los extremos distal y
proximal se consideran empotrados, así como la parte del como acetabular tomando
como consideración el empotramiento de la cabeza femoral, La razón de las mismas
158
TESIS DE DOCTORADO
es que en la fase de la marcha denominada apoyo medio, el peso del cuerpo se
encuentra apoyado en una sola pierna, en tanto que el cuerpo está a punto de iniciar
el balanceo hacia adelante. En el instante descrito anteriormente, los músculos de la
pierna mantienen fija y extendida la rodilla, por lo que cualquier momento o fuerza
que tienda a desplazarla será contrarrestada de modo tal que se mantenga inmóvil la
articulación estudiada.
6.4 Desarrollo preliminar del modelo
Como se ha venido mencionando, y después de haber realizado la revisión
bibliográfica dependiendo de los elementos a emplear, para el desarrollo preliminar
del modelo se considera lo siguiente, tabla 6.1
Tabla 1. Características a considerar en el modelo del caso de estudio.
Carga
40 y 120 Kg
Tipo de hueso
Isotrópico- cortical
17 Gpa
Relación de Poisson
0.33
En relación con el componente femoral a emplear en el presente estudio y de
acuerdo con el cuerpo médico del CNR. El componente femoral “tradicional” para
personas de edad avanzada es la denominada prótesis total de cadera cementada
del tipo Charnley con cabeza de 22.225 mm de acero inoxidable grado médico (316
LVM); con un acetabulo de polietileno de Ultra alto peso molecular con diámetros
interior y exterior de 38, 40 y 44 mm. Siendo colocada con una capa de cemento de 2
a 4 mm de espesor.
Es importante destacar que este tipo de componente femoral del tipo Charnley
continúa dando excelentes resultados en otras partes del mundo para los pacientes
de edad avanzada, así mismo, la compañía proveedora del dispositivo señalado
anteriormente, provee para México solo dos tamaños de cabezas femorales, estas
159
TESIS DE DOCTORADO
son de 22.225 y 28 mm. Por lo que, de acuerdo a la asesoría médica, para nuestro
estudio emplearemos un componente femoral de 22.225 mm en la figura 6.3 puede
observarse un componente femoral. Para nuestro país y en especial para el Centro
Nacional de Rehabilitación, estos componentes representan una solución para el
caso de restablecer la inmovilidad de las pacientes que acuden a este centro. Por lo
que se busca es conocer más acerca del comportamiento de los mismos, motivo del
presente estudio.
Figura 6.7 muestra un componente femoral y su zona de inserción.
El modelo de elementos finitos tridimensional generado se presenta en la figura 6.4.
En este caso de estudio, se encuentra integrado el componente femoral como se
aprecia en las figuras.
160
TESIS DE DOCTORADO
Figura 6.8 Muestra la malla de elementos finitos de la pelvis del
caso de estudio, se presentan dos vistas diferentes del modelo.
6.5 Solución del modelo
En esta parte del estudio es importante señalar que el modelo preliminar se vuelve
inestable, esto debido a la geometría irregular de la misma estructura ósea. En este
punto del estudio y posterior a realizar revisiones exhaustivas de la geometría
tratando siempre de poner especial cuidado en las zonas que por la geometría
misma de la pelvis hacen difícil que el elemento seleccionado se integre de manera
suave hablando en términos del paquete. Es decir, el valor que indica la geometría
misma del elemento (jacobiano), se vuelve una figura desconocida por el programa
mismo, la cual al realizar la integración de las soluciones, en los elementos
deformados exageradamente, esta integración es omitida pasando así a sumar una
serie de omisiones que tienen como consecuencia abortar la solución del sistema.
Cabe hacer mención que en este primer caso, se realizó un análisis restringiendo
161
TESIS DE DOCTORADO
completamente la pelvis, con la finalidad de observar los patrones de esfuerzos que
se generan en la interfase copa acetabular-componente femoral.
6.6 Análisis de resultados del caso preliminar.
Como resultados del presente caso de estudio, se puede mencionar que en las
regiones en donde, debido a la irregularidad de la geometría del modelo estudiado,
los elementos que se encuentran ubicados en dicha región se encuentran
deformados de tal manera que se encuentran fuera de las características para que
sea posible la solución; es decir, los nodos que forman los elementos se encuentran
ubicados fuera de los límites posibles del elemento.
Loe elementos se encuentran localizados principalmente en la zona de interfase
copa acetabular - componente femoral del implante. Esto es debido a que los cortes
de la pelvis y las del acetábulo son incompatibles, ya que los cortes vienen de
manera horizontal y los del acetábulo son en forma radial. En la zona que comparten
ambos componentes, es la región en donde los elementos ubicados, se integran
unos con otros formando tetraedros sumamente irregulares fuera de la geometría
permitida, lo cual obstaculiza la solución.
Por último, se llega a la conclusión que un análisis por separado empleando las
mismas condiciones de carga y de frontera del modelo, puede ser una solución
alterna al caso de los elementos deformados irregularmente. Por lo que se continúa
con el modelado de la copa acetabular en el siguiente capítulo.
6.7 Sumario
La geometría de los modelos que se emplean en el análisis por elemento finito,
deben ser de tal manera que los elementos que van a generar la malla, no rebasen
los límites permitidos de distorsión, ya que estos, al posicionarse de acuerdo a la
geometría del modelo y, aunque parezca insignificante esta característica, una gran
162
TESIS DE DOCTORADO
distorsión de los nodos que conforman el elemento ocasionará que el paquete no
realice la solución del sistema. Para el caso de geometrías irregulares como lo son
las estructuras óseas, el método ha llegado a considerarse una extraordinaria
herramienta de análisis, pero aún se debe prestar atención a este respecto.
6.8 Referencias
[1]
[2]
[3]
[4]
[5]
[6]
[7]
Taylor ME, Tanner KE, Freeman MAR, Yettram AL: Stress and strain
distribution within the intact femur; compression of bending? Medical
Engineering & Physics, vol 18 (2):122-131,
Cheal EJ, Spector M, Hayes WC: Role of loads and prosthesis material
properties on the mechanics of the proximal femur after total hip arthroplasty.
Journal of Orthopaedic Research, vol 10:405-422, 1992
R. Huiskes and E.Y.S. Chao. A survey of finite element analysis in orthopedic
biomechanics. J Biomechanics Vol.16 No. 6 pp. 385-409. 1983.
Brekelmans, W, A, M., poort, H.W. and Slooff, T.T.J.H. A new method to
analyse the mechanical behavior of skeletal parts. Acta orthop Scand 43, 301307, 1972
Rohlmann, A., Bergmann, G. And Koelbel, R. The relevance of stress
computation in the femur with and without endoprostheses. Finite Elements in
Biomechanics (edited by Gallagher, R. H., Simon, B. R., Johnson, P. C. and
Gross. J. F. ), pp. 361-377. John Wiley, New York., 1982
Keyak JH, Fourkas MG, Meagher JM, Skinner HB: Validation of an automated
method of three-dimensional finite element modelling of bone. Journal of
Biomedical Engineering, vol 15:505-509, 1993
Mann KA, Bartel DL, Wright TM, Burstein AH: Coulomb frictional interfaces in
modeling cemented total hip replacements: a more realistic model. Journal of
Biomechanics, vol 28, (9):1067-1078, 1995
163
TESIS DE DOCTORADO
Capítulo 7
ANÁLISIS DE LOS DISTINTOS CASOS
DE ESTUDIO EMPLEANDO EL MÉTODO
DEL ELEMENTO FINITO
Se realizan las soluciones de los dos casos
principales en las que el paciente ejerce mayor
concentración de su peso en la pierna en donde se
localiza el implante.
164
TESIS DE DOCTORADO
7.1 Desarrollo del primer modelo de estudio.
Como se mencionó en el capítulo anterior en relación a la geometría del modelo, en
el cual se considera tanto el modelo de la pelvis como la prótesis y debido a la
problemática de los elementos mencionado anteriormente, se opta por analizar el
modelo del caso de estudio por separado.
Es importante destacar que las orientaciones del componente femoral de acuerdo a
una revisión de la literatura especializada son regularmente a 45º y a 60º, esto es
partiendo de la forma que tiene el hueso del fémur. En opinión del Dr. José Manuel
Aguilera Cepeda del Centro Nacional de Rehabilitación, la colocación del
componente femoral a 45º es escaso y que de forma particular es muy raro la
colocación en esta posición del componente femoral. Por lo que, desde el punto de
vista clínico y principalmente; por la fisiología y anatomía de las caderas de las
pacientes típicas mexicanas, objeto del presente estudio, se llega a la conclusión de
que no es necesario realizar el análisis empleando un ángulo a 45º debido a que la
geometría de los huesos típicos mexicanos escasamente alcanzan este ángulo.
Estas características básicamente son: la epífisis superior en forma de trompeta y el
canal medular estrecho, por lo que se toma la decisión de analizar el modelo a 60º.
Las propiedades del material, así como las condiciones de carga y de frontera son
las mismas que en el caso anterior capítulo seis. En la figura 7.1 A y B muestra el
modelo de elementos finitos con orientación del componente femoral a 45º y 60º
respectivamente. Es importante destacar que los análisis biomecánicos al igual que
la antropometría ergonómica orientan sus estudios hacia una población determinada
debido a la complejidad y variabilidad de la métrica del cuerpo humano, por lo que se
debe tener localizado el grupo de personas que va a hacer uso del diseño de que se
trate el estudio.
165
TESIS DE DOCTORADO
Figura 7.1 A, B Muestra el modelo con orientación del
componente femoral 45º y a 60º respectivamente.
En la construcción del modelo del MEF se empleó el paquete Ansys version 6.1 en
una computadora personal del tipo Pentium 4. EL modelo obtenido costa de 80,000
elementos del tipo Solid 92 (tetraedros de 10 nodos) con un total de120 000 nodos.
La figura 7.1 B muestra el modelo de elementos finitos del caso de estudio. Debido a
la dificultad de homogeneizar el modelo y que en algunas partes se pierde el hueso
trabecular, se empleo la característica del hueso cortical en el modelo de la pelvis.
Todos los puntos de los extremos distal y proximal se consideran empotrados, así
como la parte del cono acetabular tomando como consideración el empotramiento de
la cabeza femoral. La razón de las mismas es que en la fase de la marcha
denominada apoyo medio, el peso del cuerpo se encuentra apoyado en una sola
pierna, en tanto que el cuerpo está a punto de iniciar el balanceo hacia adelante. En
166
TESIS DE DOCTORADO
trabajo previo en el cual de analizó el efecto del espesor de la capa de cemento en
una prótesis del mismo tipo, se emplean las condiciones de carga que son las más
representativas en los estudios de las pacientes típicas mexicanas. [1].
En el
instante descrito anteriormente, los músculos de la pierna mantienen fija y extendida
la rodilla, por lo que cualquier momento o fuerza que tienda a desplazarla será
contrarrestada de modo tal que se mantenga inmóvil la articulación estudiada.
Figura 7.2 Muestra la geometría y la malla del primer caso de estudio.
De lo planteado anteriormente, y derivado del trabajo de maestría, el modelo se
considera isotrópico con un módulo de elasticidad de 17 GPa, en tanto que su
relación de Poisson es de 0.33.
167
TESIS DE DOCTORADO
Fig. 7.3 Muestra los esfuerzos de von Mises del primer caso de estudio.
7.2 Desarrollo del segundo modelo de estudio
Para el segundo caso de estudio se emplean cargas de 120 Kg. aplicados en la
misma posición que el caso anterior. Por lo que en la figura 7.4 se muestra los
resultados de von Mises correspondientes.
168
TESIS DE DOCTORADO
Figura 7.4 Muestra los resultados de von Misses del segundo caso de estudio
Es indispensable hacer mención que en ambos casos se emplearon las mismas
condiciones de frontera. Se busca que la diferencia en los comportamientos pueda
arrojar resultados que muestren claramente el comportamiento del sistema.
Cabe destacar que la razón del empleo de las cargas de 60 y 120 Kg fueron tomados
posterior a un análisis de los trabajos reportados en la literatura especializada,
especialmente para el valor máximo a considerar se tomó la decisión en base a lo
siguiente. De los trabajos publicados por G: Bergmann y cols. [1] 2001, en el cual
muestra la distribución de las fuerzas de contacto estimadas en la cadera de los
pacientes, reportan dos rutinas; para la rutina de caminar y subir escaleras de
pacientes aparentemente sanos encontraron que de manera porcentual la diferencia
entre caminar y subir escaleras no varía significativamente e incluso, la carga
169
TESIS DE DOCTORADO
soportada por una pierna es ligeramente menor a estas actividades. En la actividad
de caminar en términos de porcentajes, el peso del cuerpo es de 238% y este peso
varía un 12% en la actividad de subir escaleras. Cuando el peso está soportado por
una sola pierna en la actividad de caminar, reportan que la carga soportada por una
pierna es incluso menor a la actividad de caminar o subir escaleras. El estudio fue
realizado in vivo empleando implantes instrumentados y con movimientos síncronos.
Esta información es relevante ya que en trabajos anteriores realizados por su grupo
de investigación reportaban niveles porcentuales mucho más altos [2] 1993.
Debido a la importancia del estudio se toma como base la información publicada y
para nuestro caso empleamos el peso normal de la paciente que es de 60 kg. que
equivale al 100 % del peso total del cuerpo. La relación obtenida hablando en
términos porcentuales el 238 % equivale a 142. 8 Kg. Para nuestro caso, la condición
que se maneja en este trabajo es que la paciente ya es de edad avanzada y de
acuerdo a [3] emplearemos como carga máxima el doble del peso del cuerpo, que
son 120 Kg.
En relación a la copa acetabular del presente trabajo, y que corresponde a la prótesis
a analizar, el componente acetabular es de 22.225 mm. de diámetro, el material del
que se fabrica el componente es un polietileno de Ultra alto peso molecular, el cual
emplea una técnica avalada por la ASTM F648-84 para implantes quirúrgicos,
contiene una viscosidad de 2.3. El ultra alto peso molecular provee al componente
propiedades únicas ideales para emplearse en el cuerpo humano. Sin embargo, para
su procesamiento es hasta cierto punto complicado debido a su alta viscosidad, lo
que hace difícil su inyección al molde para la fabricación de implementos médicos.
La figura 8.1 muestra el componente femoral modelado en el paquete de análisis, en
acetábulo corresponde al empleado de manera “normal” en una cirugía de cadera de
las pacientes típicas mexicanas y una vez teniendo las características del
componente, se selecciona la carga a aplicar, que es de 40 Kg, aplicada al centro de
la cabeza femoral.
170
TESIS DE DOCTORADO
Figura 7.5 Muestra la geometría de la copa acetabular seleccionada.
Para el análisis de la copa acetabular, la malla de elementos finitos consta de 2070
elementos solid 92 que es un elemento tridimensional de 10 nodos, la figura 8.2
muestra la malla de elementos finitos del componente acetabular. El módulo de
elasticidad empleado fue de 0.7 GPa con una relación de Poisson de 0.4
171
TESIS DE DOCTORADO
Figura 7.6 Muestra la malla de elementos finitos de la copa acetabular.
La figura 8.3 y 8.4 muestran la solución del caso de estudio presentando los
esfuerzos de von mises.
Figura 7.7 Muestra los esfuerzos de von mises del componente acetabular.
172
TESIS DE DOCTORADO
Figura 7.8 Muestra otra vista de los esfuerzos de von mises.
Para efectos de la distribución de los esfuerzos del cualquier implante, se busca que
los esfuerzos sean los mínimos y que las cargas aplicadas puedan transferirse de un
material a otro evitando de esta manera posibles daños a las estructuras
involucradas como se mostró en su momento con el trabajo de maestría en la cual
las partes involucradas ( fémur-prótesis), los esfuerzos se transfieren a lo largo de la
extremidad inferior del cuerpo humano, por lo que partiendo de lo anterior, a
continuación se modela el componente femoral con la copa acebabular integrada
figura 8.5, 8.6, 8.7
173
TESIS DE DOCTORADO
Figura 7.9 Muestra la malla del componente femoral y su acetábulo.
Figura 7.10 Muestra los esfuerzos de von mises a largo del componente
femoral.
174
TESIS DE DOCTORADO
A
B
Figura 7.11 A, B Muestra la distribución de los esfuerzos en la interfase
acetábulo- componente femoral.
175
TESIS DE DOCTORADO
7.3 Análisis de resultados
Como punto principal se tienen los desplazamientos del modelo en todos los casos
de estudio, en el primer caso se observa un desplazamiento menor que al segundo
caso, es decir existe una excelente correlación de los resultados que son
directamente proporcional a la carga aplicada.
De la misma manera en ambos casos, los niveles de esfuerzos se presentan muy
diferentes en su comportamiento. Lo cual indica que el incremento de los mismos,
tiene una influencia directa en el implante, lo que a su vez ejerce mayor presión en la
región del implante y en los tejidos circundantes. De manera cuantitativa los
esfuerzos corresponden a la región de mayor influencia de las cargas aplicadas al
componente femoral, lo que significa que los análisis numéricos corresponden a los
resultados que se presentan en estudios in vivo y que en opinión de los cirujanos es
la zona de mayor fracaso de los componentes femorales. Con los resultados
experimentales se espera tener un opinión mas clara de lo que en realidad sucede
en este caso ya que se podrán validar y comparar los resultados ambos estudios
para poder emitir recomendaciones precisas que lleven a prolongar la vida útil del
componente y así mismo, sentar las bases de futuros estudios en el área en nuestro
país.
7.4 Referencias
[1]
[2]
[3]
G. Bergmann, G. Deuretzbacher, M. Heller, F. Graichen, A. Rohlmann, J.
Strauss, G.N. Duda. Hip contact forces and gait patterns from routine activities.
Journal of Biomechanics, 34 859-871- 2001
G. Bergmann, F. Graichen, A. Rohlmann, Hip joint forces during walking and
running, measured in two patients. Journal of Biomechanics 26, 969-990 1993.
Davidson J. A., G Schwartz, y G. Lynch, Wear, creep, and frictional heating of
femoral implant articulating surfaces and the effect on long term performance
part II, friction, heating and torque, J. biomed. Mater. Res 22:69-91 1988
176
TESIS DE DOCTORADO
Capítulo 8
PLANTEAMIENTO DE LA VALIDACIÓN
EXPERIMENTAL
Se presentan las principales características del
marco de cargas así como la máquina de ensayos
a emplear para el estudio experimental
177
TESIS DE DOCTORADO
8.1 Validación experimental del trabajo
PROCEDIMIENTO EXPERIMENTAL PARA LA EVALUACION DEL DESGASTE EN
POLIETILENO DE ALTA DENSIDAD
1. Evaluar las tasas de desgaste adhesivo en una Maquina de Configuración PIN
ON DISC (perno sobre disco) en condiciones secas y lubricadas. Para ello, el
material con que se fabricará el Pin será de Polietileno de alta densidad
“comercial” en condiciones seca y lubricada. El lubricante que se empleará
será un tipo se suero para bovino, en tanto que el disco se fabricará de acero
inoxidable 316L (comercial). Así mismo, se evaluará el coeficiente de fricción
del Polietileno de alta densidad contra acero 316L.
Una vez establecido los parámetros y características del experimento anterior,
se procederá a realizar pruebas de Polietileno de alta densidad contra acero
inoxidable 316L en condiciones secas y lubricadas con la finalidad de obtener
las tasas de desgaste y el coeficiente de fricción respectivo de ambos
materiales.
2. Se procederá a realizar pruebas de desgaste empleando la Maquina Universal
figura 1 A y B a fin de que probetas de acero inoxidable y copa acetabular de
alta densidad conformen un par cinemática para el propósito mencionado en
el punto uno en condiciones secas. Las características de la marina Universal
se presentan a continuación
178
TESIS DE DOCTORADO
A
Figura 8.1 - A, B Muestra la maquina universal y el banco de pruebas que
forman un par cinemático.
179
TESIS DE DOCTORADO
3. Posteriormente se procederá a analizar las huellas de desgaste producidas
tanto en el acero y en el acetábulo por microscopía electrónica de barrido
4. Finalmente se compararan los resultados de las pruebas realizadas.
A continuación se presentan la imagen de las probetas que se emplearán en las
pruebas experimentales.
A
B
Figura 8.2 - A y B Muestra las probetas hechas a base de acero y polietileno
180
TESIS DE DOCTORADO
PUBLICACIONES DERIVADAS DEL PRESENTE TRABAJO:
1. “Campos de Esfuerzos en un Fémur proximal Humano durante
Flexión y Compresión” Revista Mexicana de ingeniería biomédica,
Septiembre de 2003, Vol XXIV Num. 2
2. “Biomecánica” en la IV semana de ingeniería Mecánica del 19 al 23
de Agosto de 2002. Organizado por la Escuela Superior de Ingeniería
Mecánica y Eléctrica Unidad Culhuacan
3. “Biomecánica” en el IV simposium de ponencias sobre líneas de
investigación de la Maestría y Doctorado en Ingeniería Mecánica” 1º
de Octubre de 2002
4. “Elemento Finito y sus Aplicaciones como Herramienta en la
Determinación de Esfuerzos” impartido en la Escuela Superior de
Ingeniería Mecánica y Eléctrica Unidad Azcapotzalco. 10 de marzo de
2003
5. “Stress concentration in a polyethylene cup of a human pelvis” en el
Symposium 6 sobre Biomateriales, del International Materials
Reseach Congress Cancún 2001, organizado por la Academia de
Ciencia de Materiales, del 26 al 30 de Agosto de 2001 en Cancún,
Quintana Roo
6. “Numerical análysis of the coupled system bone-implant stresses state,
by means of the finite element method” en el Symposium 6 sobre
Biomateriales, del International Materials Reseach Congress
Cancún 2001, organizado por la Academia de Ciencia de
Materiales, del 26 al 30 de Agosto de 2001 en Cancún, Quintana
Roo
7. “Numerical Evaluation of the mechanical behavior of an intac fémur” en
el Simposium 3 Biomateriales, del XI International Materials
Reseach Congress 2002, organizado por la Academia de Ciencia
de Materiales, del 25 al 39 de Agosto de 2002 en Cancún, Quintana
Roo
8. “Metodología para el modelado de una Pelvis Humana usando el
método del elemento finito” presentado en el Tercer Congreso
Internacional de Ingeniería Electromecánica y de Sistemas,
Organizado por la Sección de Estudios de Posgrado e
Investigación del Instituto Politécnico Nacional del 25 al 29 de
Noviembre de 2002
9. “Evaluación del Campo de Esfuerzos combinado Tensión-compresión
en la zona diafisiaria de un fémur humano” presentado en el Tercer
Congreso Internacional de Ingeniería Electromecánica y de
Sistemas, Organizado por la Sección de Estudios de Posgrado e
Investigación del Instituto Politécnico Nacional del 25 al 29 de
Noviembre de 2002
181