ESTUDIO DEL AFLOJAMIENTO ASEPTICO DE PROTESIS PARA CADERA CEMENTADA

SECCIÓN DE ESTUDIOS DE POSGRADO E INVESTIGACIÓN

DESTUDIO DEL AFLOJAMIENTO ASÉPTICO D EPRÓTESIS PASRA CADERA CEMENTADA DEBIDO

AL DESGASTE

T E S I S

QUE PARA OBTENER EL GRADO DE

DOCTOR E N C I E N C I A S C O N E S P E C I A L I D A D E N

INGENIERIA MECANICA.

P R E S E N T A :

M e n C . C ESAR VÍ CTOR F ER IA R E YES

DIRECTOR: DR. GUILLERMO URRIOLAGOITIA CALDERON

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 Ortopedia, 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 un 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, 50 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 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.

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.

Justificación

El presente trabajo de investigación 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 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; así

mismo, permitirá conocer sus características biomecánicas tales como resistencia

a la compresión y vida de fatiga del acetábulo seleccionado, 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. Cabe también hacer mención que es un

estudio único en nuestro país y que permitirá sentar las bases para futuros análisis

Estudio del aflojamiento aséptico de prótesis para cadera

cementada debido al desgaste

ÍNDICE

RESUMEN JUSTIFICACIÓN OBJETIVO

ÍNDICE DE FIGURAS ÍNDICE DE TABLAS INTRODUCCIÓN

CAPITULO 1

LA BIOMECÁNICA Y SU APLICACIÓN A LAS

PRÓTESIS E IMPLANTES

1. 1 La bioingeniería 1. 2 La biomecánica

1. 3 Antecedentes históricos de la biomecánica. 1. 4 Objetivo de la artroplastía de cadera

1. 5 Antecedentes históricos de la artroplastía de cadera 1. 6 Los reemplazos articulares de cadera.

1. 7 Indicaciones y contraindicaciones de la artroplastía de cadera 1. 8 Materiales empleados en las artroplastías de cadera

1. 9 Las prótesis fabricadas a la medida

1. 10 La estabilidad y su importancia en la artroplastía de cadera 1. 11 La calidad y cantidad de contacto como factores de estabilidad 1. 11. 1 Factores biológicos de estabilidad

1. 12 Referencias del capítulo 1

CAPITULO 2

CONCEPTOS MÉDICO-BIOLÓGICOS APLICADOS A LA

BIOMECÁNICA DEL HUESO

2.1 La función del esqueleto 2.2 Estructura del tejido óseo 2. 2. 1 Clasificación de los huesos 2. 3 Formación del tejido óseo

2. 3. 1 Estructura microscópica del tejido óseo 2. 3. 2 Células del tejido óseo

2. 5 Remodelación fisiológica

2. 6 Modelación y remodelación adaptativa 2. 8 Hueso trabecular o esponjoso

2. 9 Anatomía de la cadera 2. 10 Anatomía de la pelvis 2. 11 Anatomía del fémur

2. 12 Fisiología articular de la cadera 2. 13 Movimientos de flexión de la cadera 2. 13. 1 Movimientos de extensión de la cadera 2. 13. 2 Movimientos de abducción de la cadera 2. 13. 3 Movimientos de aducción de la cadera

2. 13. 4 Movimientos de rotación longitudinal de la cadera 2. 14 Estabilidad de la cadera

2. 15 La cadera y sus músculos principales 2. 16 Los tumores del tejido óseo

2. 17 El sistema inmunitario 2. 18 Inmunología

2. 18. 1 La defensa inmunitaria

2. 18. 2 Células de defensa del sistema inmunitario 2. 18. 3 Células asesinas naturales

2. 19 Defensa inmunitaria humoral 2. 20 Anticuerpos y linfocitos B 2. 21 Defensa humoral inespecífica 2. 22 Los inmunocomplejos 2.23 Referencias del capítulo 2

CAPITULO 3

MATERIALES EMPLEADOS EN LA FABRICACIÓN DE

PRÓTESIS E IMPLANTES

3. 1 Materiales que se emplean para las prótesis internas 3. 2 Estabilidad de los implantes

3. 3 Biocompatibilidad de los metales 3. 4 Biocompatibilidad de las cerámicas 3. 5 Materiales plásticos

3. 6 Conceptos para el diseño y el empleo de Biomateriales 3. 6. 1 Superficies de deslizamiento

3. 6. 2 Selección de los materiales para los reemplazos articulares 3. 7 Consideraciones para el diseño

3. 8 Consideraciones para el empleo de biomateriales 3. 8. 1 Efectos metabólicos

3. 8. 2 Efectos bacteriológicos 3. 8. 3 Efectos inmunológicos 3. 8. 4 Efectos neoplásicos 3. 8. 5 Corrosión y biodegradación 3. 9 Fricción y desgaste

3.1.1.1 Efectos bacteriológicos 3.1.1.2 Efectos inmunológicos

3.1.1.3 Efectos neoplásicos

3.7 Respuesta a la fricción y al desgaste 3.7.1 Desgaste

3.7.2 Formas de desgaste 2.7.2.1 Desgaste inicial 2.7.2.2 Medición del desgaste 3.8 Mecanismo de fricción

3.9 Factores que condicionan el rozamiento

3.10 Respuesta del tejido a los materiales de los implantes 3.11 Respuesta normal del tejido

CAPITULO 4

APLICACIÓN DEL MÉTODO DEL ELEMENTO FINITO AL ANÁLISIS

DE ESTRUCTURAS ÓSEAS

4.1 Antecedentes del método del elemento finito aplicado a la biomecánica 4.2 Primeros modelos de elementos finitos de estructuras óseas

4.3 Estudios de fracturas y fijación de huesos por Método del Elemento Finito 4.4 Propiedades biomecánicas consideradas en los modelos

4.5 Cargas consideradas en los modelos

4.6 Desarrollo del modelo de elementos finitos del caso de estudio 4.7 Referencias del capítulo 4

CAPITULO 5

ANÁLISIS EXPERIMENTAL DE ESFUERZOS APLICADO A LA

BIOMECÁNICA

5.1 Definición de Análisis de Esfuerzos 5.2 Definición de la solución analítica cerrada 5.3 Los análisis experimentales de esfuerzos 5.4 Métodos numéricos de análisis de esfuerzos

5.5 Mediciones de la deformación aplicado a la biomecánica 5.5.1 Concepto de la fotoelasticidad reflectiva

5.5.2 Concepto y definición de la fotoelasticidad de transmisión 5.5.3 Lacas frágiles

5.5.4 Galgas extensométricas 5.6 Fotoelasticidad reflectiva

5.6.1 Selección de las cubiertas fotoelásticas 5.6.2 Calibración de las cubiertas

CAPITULO 6

MODELO DEL MÉTODO DEL ELEMENTO FINITO DEL CASO A

CONSIDERAR

6.1 Consideraciones para el modelo 6.2 Selección de las cargas a considerar 6.3 Aplicación de las cargas

6.4 Desarrollo preliminar del modelo 6.5 Descripción del modelo

6.6 Solución del modelo 6.7 Análisis de los resultados 6.8 Referencias del capítulo 6

CAPITULO 7

ANÁLISIS DE LOS DISTINTOS CASOS DE ESTUDIO EMPLEANDO

EL MÉTODO DEL ELEMENTO FINITO

7.1 Desarrollo del primer modelo de estudio 7.2 Análisis de los Resultados

7.3 Desarrollo del segundo modelo 7.4 Análisis de resultados

7.5 Referencias del capítulo 7

CAPITULO 8

PLANTEAMIENTO DE LA VALIDACIÓN EXPERIMENTAL

8.1 Validación experimental del trabajo 8.2 Consideraciones

8.3 Casos a analizar

8.4 Referencias del capítulo 8

CAPITULO 9

VALIDACIÓN EXPERIMENTAL DEL CASO DE ESTUDIO

9.1 Características del banco de cargas 9.2 Consideraciones a emplear

9.3 Resultados

CAPITULO 10

ANÁLISIS DE LOS RESULTADOS OBTENIDOS Y

CONCLUSIONES

10.1 Importancia de la información obtenida 10.2 Impacto social

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

ÍNDICE DE FIGURAS

FIGURA TÍTULO PÁGINA

1.1 Muestra las dos partes del reemplazo de un componente femoral y su forma de fijación [25].

19

2.1 Muestra un corte de hueso en el que se aprecia el hueso compacto y el esponjoso [1].

30

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].

33

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]

34

2.4 Organización estructural del hueso [8]. 39

2.5 Corte frontal de la articulación de la cadera. 41

2.6 Anatomía de la pelvis y sus elementos principales. 42

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.

42

2.8 Vista frontal del fémur. 43

2.9 Extremidad superior del fémur, cara posterior [2]. 44

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].

45

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].

46

2.12 Músculos sujetadores y abductores de la cadera [20]. 48

2.13 Músculos abductores de la cadera [20]. (Kapanji IA: Cuadernos de Fisiología articular. Tomo 2. Ed. Toray Masson, 1977)

49

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].

74

3.2 Proceso de adhesión de las células óseas a una cubierta de hidroxiapatita [7].

77

4.1 Modelo de elementos finitos de un fémur humano (Brekelmans y cols. 1972) [1].

86

4.2 _{Modelo tridimensional de un fémur humano (Rohlman y cols.}

1982) [13].

88

[41].

4.5 _{Modelo de elementos finitos de la parte superior de un fémur}

obtenido por tomografía computarizada [13].

90

4.6 _{Modelo tridimensional de elementos finitos en que se muestran}

las consideraciones de carga [45].

91

4.7 _{Sistema de fuerzas aplicadas al modelo femoral de elementos}

finitos [49].

91

4.8 _{Modelo de un fémur de elementos finitos de un sistema}

implante-hueso. (Taylor y cols., 1996) [49].

92

5.1 _{Herramientas de análisis disponibles para la investigación en}

biomecánica aplicada a la ortopedia.

103

5.2 _{Polarización de la luz [ 7]} 108

5.3 _{Polariscopio plano [7]} 109

5.4 _{Polariscopio circular [7]} 110

5.5 Representación esquemática de un polariscopio de reflexión. 111

5.6 Calibrador basado en una viga en voladizo 114

5.7 _{Implante instrumentado para medir fuerzas en una oveja in vivo.}

(Bergmann y cols., J. Biomech 21:169-176, 1988 [15] )

117

5.8 _{Prótesis de hombro con instrumentación de telemetría}

(Kummer y cols. Clin Orthop 330:31-34, 1996 [16] )

117

5.9 _{Protesis no convencional para cadera instrumentada con circuitos}

telemétricos (Taylor y cols. J Biomech, 30(3):225-234, 1997) [17]

118

ÍNDICE DE TABLAS

TÉRMINO DEFINICÍON

Abducción Alejamiento de la línea media.

Absorción Captación de líquidos u otras sustancias por piel, superficies mucosas o vasos.

Acetábulo 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.

Anatomía Estudio de las estructuras de los cuerpos animados y de las 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.

de los agonistas.

Antropometría Ciencia y técnica que se encarga de realizar mediciones al cuerpo humano.

Aponeurosis Expansión tendinosa parecida a un listón, aplanada. Sirve para 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 Convivencia pacífica entre un material externo y un sistema vivo, sin ninguna reacción alergica

Biomecánica Síntesis entre la biología y la mecánica donde los principios de la 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.

Bolsa, Bursa Cavidad en forma de saco llena de líquido viscoso, situada en un lugar de los tejidos desde el cual, de otro modo se desarrollaría fricción.

Cadera Región lateral de la pelvis del latín cathedra, silla

Cartílago Tejido animal elástico, flexible, blanco o grisáceo, adherido a las superficies articulares óseas. Es una variedad de tejido conjuntivo, compuesto de células dispuestas en grupos y contenidas en cavidades (cápsulas cartilaginosas) en una sustancia intercelular homogénea.

TÉRMINO DEFINICÍON

TÉRMINO DEFINICIÓN

Calidad de vida Capacidad para realizar los movimientos que permiten cubrir las necesidades básicas de la vida tales como: caminar, comer, vestirse, etc.

Centro de gravedad Punto imaginario, en que se puede considerar que está 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).

Fisiología Estudio del funcionamiento de los órganos y de los tejidos de los seres vivos (del griego physis, naturaleza y logos, estudio). Fisioterapía Método terapéutico basado sobre el empleo científico de los

agentes físicos naturales: aire, agua, reposo, movimiento, gimnasia, altitud, climas, calor y luz (del griego physis,

naturaleza, y therapeyo, yocuido).

Fluido sinovial Fluido lubricante secretado por la membrana sinovial de una articulación.

Glúteo Que pertenece a las nalgas.

In vitro Que se observa dentro de un tubo de ensayo, experimento que se hace fuera del organismo viviente.

In vitro 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 Banda o placa de tejido firme compacto fibroso que sirve para unir dos huesos.

Lesión Toda discontinuidad de tejido, patológica o pérdida de función de una parte.

Locomoción Acto de desplazarse de un lugar a otro.

Marcha Modo de transportación en el cual al menos uno de los pies está en contacto con el suelo todo el tiempo.

Medial Perteneciente al centro, más cerca del plano medio del cuerpo.

TÉRMINO DEFINICÍON

Metástasis Aparición de uno o más focos de enfermedad de un órgano o parte, a otra sin conexión directa con ella, en forma secundaria. Metáfísis Parte ancha de la extremidad de la diálisis.

ortopedia Rama de la medicina que se encarga de prevenir o de corregir 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 interceluar del hueso.

Osteoclasto Célula encargada de la resorción y destrucción del tejido óseo. Ostión Unidad básica de estructura de hueso compacto, que incluye un

conducto central y laminillas dispuestas concéntricamente; estas unidades se encuentran dirigidas en el sentido longitudinal del hueso.

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 Posición corporal en referencia a una de sus partes, un estado neuromecanico concerniente a mantener el equilibrio.

Propioceptores Nervios receptores localizados en las articulaciones y los tendones.

Prótesis Partes artificiales que sustituyen una parte del cuerpo con el propósito de restaurar alguna función.

Resorción Pérdidas de sustancias por medio fisiológico o patológico.

Sarcoma 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.

INTRODUCCION

En México, la biomecánica es escasamente estudiada, 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.

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.

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, 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.

El presente trabajo abordará concretamente el problema del debris en la zona de contacto 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 Ortopedia, 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 que afecta el buen resultado de las artroplastías de cadera.

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 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 el fin de no detectar anomalías que pusieran en riesgo las lecturas tomográficas que se pretendían obtener. Se obtuvieron alrededor de 92 cortes tomográficos realizados cada 3 Mm. de la región en donde se localiza la interfase de la copa acetabular que une a la región de la pelvis con la cabeza femoral.

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 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.

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, 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.

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.

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.

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 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

[1] Amstutz, H. C., Campbell, P., Kossovsky, N. and Clarke, I. C. Mechanims

and clinical significance of wear debris induced osteolysis Clinical Orthop. 276, 7-18, 1991

[2] Bobyn JD, Tanzer M, Krygier JJ: Concerns with modularity in total hip arthroplasty Clinical Orthop. 298:27, 1994

[3] Collier JD, Surprenant VA, Jensen RE: Corrosion between the components of medular femoral hip prostheses. J Bone Joint Surg [Br] 74:511, 1992 [4] Collier JP, Mayor MB, Jensen RE y cols. Mechanisms of failure of modular

prostheses. Clin. Orthop 285:129, 1992

[5] Collier JP, Surprenant VA, Jensen RE y cols. Corrosion at the interface of cobalt-alloy heads on titanium-alloy stems. Clin. Orthop 271:305, 1991

[7] Cook SD, Barrack RI, Clemow AJT. Corrosion and wear at the head-neck interfaces of modular uncemented femoral stems. J. Bone Joint Surg [Br] 76:68, 1994

[8] Dujovne AR, Bobyn JD, Kriegier JJ y cols. Fretting at the head /neck taper of modular hip prostheses. Orthop Trans 17:683, 1993-1994

[9] Dujovne AR, Bobyn JD, Kriegier JJ y cols. Surface analysis of the taper junctions retrieved and in-vitro tested modular hip prostheses. Trans Soc Biomater 16:276, 1993

[10] Gilbert JL, Buckley Ca, Jacobs JJ. In vivo corrosion of modular hip prosthesis components in mixed and similar metal combinations: the effect of crevice, stress, motion, and alloy coupling. J Biomed mater Res 27:1533, 1993

[11] Urban RM, Jacobs JJ, Gilbert JJ, Galante JO, Migration of corrosion products from modular hip prostheses: Particle microanalysis and histopathological findings. J Bone Joint Surg [Am] 76: 1345, 1994

[12] Maloney WJ, Jasty M, Harris WH y cols. Endosteal erosion in association with stable uncemented femoral components. J Bone Joint Surg [Am] 72:1025, 1990

[13] Jasty M, Bragdon CR, Jiranek WA y cols. Etiology of osteolysis around porous coated cementless total hip arthroplasties. Clin Orthop 308:111, 1994

[14] B. Sonny Bal, MD y cols. Polyethylene Wear in Cases Using Femoral Stems of Similar Geometry, but Different Metals, Porous Layer, and Modularity. Journal of Arthrplasty Vol. 13 No. 5 1998

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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.

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]:

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.

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 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.

1.2 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].

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].

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.

- 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 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.

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].

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 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 hueso-prótesis 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.

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].

1.7 Indicaciones y contraindicaciones de la cirugía 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 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.

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.

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-aluminio-vanadio, 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.

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 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 hueso-prótesis 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.

convencionales, todo esto mientras el paciente se encuentra en el quirófano bajo los efectos de la anestesia. Este método 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.

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 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.

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 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.

1.13 Referencias

[1] Chao EYS: Orthopaedic biomechanics: The past, present and future. International Orthopaedics, vol. 20:239-243,1996

[2] Jaroslav Mackerle, A finite element bibliography for biomechanics (1987-1997) American Society of Mechanical Engineers (ASME) Appl Mech Re, vol. 51, No. 10 Octubre 1998

[3] Huiskes, R. y Chao, EYS A survey of finite element analysis in orthopaedic biomechanics: the first decade, Journal of Biomechanics, Vol 16 No 6 pp 385-409 1983

[4] Brekelmans, W. A. M., Poort, H. W. And Slooff, T. J. J. H. A new method to analyse the mechanical behaviour of skeletal parts. Acta Orthop Scand Vol 43 pp 301-317 1972

[5] Mackerle, J. Finite and boundary element methods in biomechanics: a bibliography (1976-1991). Eng Comp Vol 9 pp 403-435 1992

[6] Mackerle, J. Finite and boundary element techniques in biomechanics: a bibliography (1991-1993). Finite Elem Anal Design Vol 16 pp 163-174 1994 [7] Lee AJC. Finite element analysis and its significance in total hip

replacement. In The Art of Total Hip Arthroplasty. Ed. W. T. Stillwell. Grune and Stratton. Orlando, pp 33-39 1987

[8] Prendergast PJ, Finite element models in tissue mechanics and orthopaedic implant design,Clinical Biomechanics Vol 12 No 6 pp 343-366 1997

[9] Philip J. Rash, Roger K. y Burke, Kinesiología y Anatomía Aplicada. Editorial El ATENEO, Sexta Edición, Argentina, 1986

[10] Michael Foster. Lectures on the History of Physiology, Cambrige, The University Press, pp. 71-72 y 279-281, 1941

[11] Steindler y Arthur. Mechanics of Normal and Pathological Locomotion in Man. Springfield. Charles C. Thomas, pp. 1-9, 1935

[12] Charles Singer. A Short History of Medicine. New York. Oxford University Press p. 129, 1982

[13] Cheal E, Spector M, y Hayes W. Role of loads and prosthesis material properties on the mechanics of the proximal femur after total hip arthroplasty, J Orthopedic Res 10 (3) 405-422 (1992),

[14] Haboush E, A new operation for arthroplasty of the based on biomechanics, photoelasticity, fast setting dental acrylic and other considerations, Bull Hosp Jt Dis 13, 242-277, 1953

[15] Scales JT. Arthroplsty of the hip using foreign materials: A history, Proc Inst of Mech Eng 181, 64-88, 1966

[16] Moore A y Bohlmann H. Metal hip joint: a case report, J Bone and Joint Surgery, 25A, 688 1943

[17] Judet J y Judet R .The role of an artificial femoral head for arthroplasty of tne hip joint, J Bone and Joint Surgery 32B, 166, 1950