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MÉXICO, D.F. 2010

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El presente trabajo muestra el diseño y la manufactura de una hemiartroplastia de cadera de una solo pieza, utilizando una metodología completamente asistida por computadora. Primeramente se evaluó al paciente en un Tomógrafo Axial Computarizado Helicoidal Multicorte generador de tomografías computarizadas en formato DICOM©. Posteriormente se realizó la construcción de modelos virtuales para su procesamiento; después se procedió a suavizar las superficies del mismo mediante la aplicación programas especializados en construcción y refinado de superficies para un obtener un modelo sólido. Haciendo un énfasis en el proceso del correcto ajuste del sistema hueso-prótesis se utilizó la técnica de estereolitografía, construyendo modelos con una impresora de prototipos rápidos, con la finalidad de determinar el sistema de sujeción y una evaluación de la máquinabilidad del implante. Además de la corroboración en el ensamblé biomecánico de la articulación femoral; pelvis-prótesis-fémur. Se encuentran documentados modelos del fémur, canal medular, pelvis y prototipo de la hemiprótesis. Asimismo, mediante la técnica de CAD/CAM, se desarrolló la simulación del proceso de manufactura asegurando la fabricación del prototipo. Por otro lado, fue necesario cumplir una serie de protocolos para poder procesar la geometría del implante al centro de mecanizado CNC y generar el código NC de manera automática. Por último, para la fabricación del prototipo se utilizo en pruebas preliminar teflón y Acero inoxidable grado médico, para el prototipo final su utilizo la aleación TiAl6V4.

Abstract

This thesis showed the design and manufacture of a hemiarthroplasty of the hip of a single piece, using a fully computer-assisted methodology. First, the patient was evaluated in an Axial Tomography Computed that bring scans in DICOM© format. Later the construction of virtual models for processing and then development to smooth surfaces by applying specializes programs that could build and refining areas in order to obtaining a solid model. Making an emphasis on correct adjustment process bone-prosthesis system was used the technique of stereolithography built models with a rapid prototyping printer, in order to determine the restraint system and an assessment of the machinability of the implant. In addition to the corroboration the assembly of the joint biomechanical femoral prosthesis-femur-pelvis, models are documented femoral medullar canal, pelvis and hemiprótesis prototype. Also, using the technique of CAD / CAM, developed the simulation of the manufacturing process ensuring the manufacture of the prototype. On the other hand, it was necessary to meet a number of protocols to process the geometry of the implant to CNC machining center and generate NC code automatically. Finally, for the manufacture of the prototype was used in preliminary tests Teflon and medical grade stainless steel, for the final prototype it was use TiAl6V4 alloy.

No renuncio al camino ante la primera dificultad. Aunque me refugio en la ignorancia de los que

ni siquiera quieren saber que no saben. Doy otro paso firme en mi camino.

La vida es una oportunidad, aprovéchala.

La vida es belleza, admírala.

La vida es beatitud, saboréala.

La vida es sueño, hazlo realidad.

La vida es un reto, afróntalo.

La vida es un deber, cúmplelo.

La vida es un juego, juégalo.

La vida es un bien precioso, cuídalo.

La vida es riqueza, consérvala.

La vida es amor, gózala.

La vida es misterio, desvélalo.

La vida es promesa, cúmplela.

La vida es tristeza, supérala.

La vida es un himno, cántalo.

La vida es un combate, acéptalo.

La vida es una tragedia, domínala.

La vida es una aventura, arrástrala.

La vida es felicidad, merécela.

La vida es vida, defiéndela.

Agradecimientos

Al Consejo Nacional de Ciencia y Tecnología

A la Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica del Instituto Politécnico Nacional

C

ONTENIDO

Sip14

Carta Cesión derechos Resumen

Abstract

Dedicatorias Agradecimientos

Contenido Índice General

Índice de Figuras

Índice de Tablas Glosario

Objetivo General Objetivos Específicos

Justificación Hipótesis

Alcance

Aportaciones de la tesis Originalidad

Introducción

Capítulo 1 “Estado del Arte”

I.1 Introducción

I.2 Trabajos de Investigación sobre la Biomecánica en la SEPI-ESIME-Zacatenco I.3 Estado del arte

I.3.1 Diseño de prótesis de cadera I.3.2 Manufactura de prótesis de cadera

I.3.3 Técnicas avanzadas en la manufactura de implantes femorales I.3.4 Prótesis personalizadas

I.3.5 Evolución de las prótesis de cadera

I.3.6 Evaluación clínica de las prótesis de cadera I.4 Planteamiento del problema

I.5 Sumario 2 3 16 16 21 24 25 26 31 37 41 Capítulo 2 ”Fundamentos Teóricos”

II.1 Generalidades

II.2 Anatomía De La Cadera Y Pelvis II.1.1 Anatomía De La Pelvis

II.2.2 Anatomía Del Fémur

II.3 Fisiología Articular De La Cadera II.3.1 Movimientos De Flexión De La Cadera

II.3.2 Movimientos De Extensión De La Cadera

II.2.3 Movimientos De Abducción De La Cadera II.3.4 Movimientos De Aducción De La Cadera

II.4 Factores Musculares En La Estabilidad De La Cadera II.4.1 Palanca Abductora

II.5 Articulaciones

II.5.1 Articulación De La Cadera II.6. Fracturas Subcapitales Y Osteoporosis

II.6.1 Clasificación De Las Fracturas Del Cuello Femoral

II.6.2 Tratamiento De Las Fracturas De Acuerdo Con Las Clasificaciones II.6.3 Tipos De Prótesis De Cadera

II.7 Definición De Artroplastia II.7.1 Hemiartroplastia De Cadera II.7.2 Artroplastia Tumoral De Cadera II.7.3 Artroplastia Parcial De Superficie

II.7.4 Evolución De La Hemiartroplastia Con Y Sin Cemento II.7.5 Hemiartroplastia De Cadera Tipo Lazcano

II.7.6 Pacientes Utilizando Hemiprótesis De Cadera Tipo Lazcano II.7.7 Artroplastia De Cadera SLA

II.8 Técnica De Selección Del Reemplazo Femoral II.9 Biomecánica De La Cadera

II.9.1 Cabeza Femoral.

II.9.2 Articulación Sacroilíaca II.9.3 Cinemática II.9.4 Cinética II.10 Sumario 51 52 52 53 54 55 56 56 57 58 59 60 60 60 61 63 63 66 67 71 73

Capítulo3 “Diseño de la endoprótesis”

III.1 Introducción III.2. Estructura y Formación del Tejido Óseo [1,2]

III.3 Estructura del Hueso

III.3.1 Hueso Cortical y Trabecular III.3.2 Formación del Tejido Óseo

III.3.3. Propiedades Mecánicas de la Estructura del Hueso

III.3.4 Propiedades Mecánicas a nivel Macro estructural del Hueso Cortical y Trabecular III.3.5 Evaluación de la calidad ósea

III.3.6 Densitometría ósea III.4 Radiología

III.4.1 Tipos de radiología III.4.2 Tomografía axial computarizada TAC

III.4.3 Métodos de adquisición de datos II.4.4 Bases físicas

III.4.5 Simulación ósea III. 5 Metodología utilizada para la reconstrucción ósea

III.5.1 Refinado del modelo óseo femoral mediante la edición de archivos STL III.5.2 Edición de modelo óseo a sólido

III.6 Consideraciones para el diseño de prótesis personalizada III.7 Diseño de prótesis personalizada

III.8 Modelos rápidos de la prótesis personalizada

III.9Sumario

Capítulo IV “Análisis Numèrico de la endoprótesis” VI.1 Introducción

VI.1.1 Descripción del método de elemento finito para análisis estructural

IV.1.2 Observaciones de trabajos hechos sobre el análisis de esfuerzos en prótesis de cadera

IV.1.3 Exploración de trabajos hechos sobre el análisis de esfuerzos en huesos IV.1.4- Contacto Fémur-Prótesis

VI.1.5Parámetros propuestos en los Modelos Numéricos VI.1.6 Modelos numéricos del cemento en prótesis de cadera. VI.1.7Comportamiento del ciclo de marcha

IV.2Condiciones de carga y de frontera.

IV.3 Casos de estudio para una prótesis personalizada

IV.4 Simulación numérica de una prótesis personalizada IV.4.1 Definir geometría

IV.4.2 Propiedades mecánicas del modelo IV.4.3 Tipo de elemento y tamaño de malla.

III.4.4 Unión de los materiales que componen el sistema hueso-prótesis IV.4.5 Aplicación de cargas y restricciones de movimientos

IV.4.6 Diagrama de cuerpo libre del sistema hueso-prótesis- cadera

IV.4.7 Análisis estático y obtención de esfuerzos IV.5 Casos de estudio

IV.5.1 Caso 1 “Contacto Fémur-Prótesis” IV.5 Caso 2 “Contacto Fémur-Prótesis-Cadera” IV.7 Sumario

Capítulo V “AnálisisNumèrico de la endoprótesis” V.1 Introducción

V.2 Procesos de Manufactura de Prótesis V.2.1 Forjado de endoprotesis de cadera V.2.2 Fundición de prótesis

V.3 Normalización en los procesos de manufactura de prótesis V.4 Maquinas herramientas

V.5 Manufactura de prótesis personalizada V.5.1- Condiciones de corte

V.5.2 Selección de las herramientas de corte V.5.3 Simulación del proceso de manufactura

V.5.4 Post Procesamiento de la geometría del Prototipo V.6 Maquinado del prototipo personalizada

V.6.1 Maquinado utlizando Teflon

Conclusiones

Referencias

Anexos

150

154

Índice de Figuras

Capítulo I

Figura I.1 Relación interdisciplinaria de la Biomecánica 2

Figura I.2 Aplicaciones de la Biomecánica 2

Figura I.3 Diversos diseños de prótesis 27

Figura I.4 Propuesta Bohlman 27

Figura I.5 Diversas prótesis 28

Figura I.6 Prótesis de cadera 29

Figura I.7 Avances prostéticos 30

Figura I.8 Hemiprótesis. 30

Figura I.9 Resistentes desarrollos prostéticos 31

Figura I.10 Esquema de la respuesta biológica adversa generada por las partículas de desgaste

Figura I.11 Longevidad Protética.

32

40

Capítulo II

Figura II.1 .Organización del capítulo

Figura II.2 Ejes y grados de la articulación de la cadera

43 44

Figura II.3 Articulación de la cadera 45

Figura II.4 Sitio de la inserción y origen de los músculos de la cadera 46 Figura II.5 a) Vista frontal del fémur. b) Vista lateral. c) Vista posterior 47

Figura II.6 Eje diáfisiario 48

Figura II.7 Movimientos básicos de la articulación de la cadera y su designación 48 Figura II.8 Músculos sujetadores y abductores de la cadera 50

Figura II.9 Apoyo bilateral de la cadera 51

Figura II.10 Pelvis y articulaciones coxofemorales: corte perpendicular al eje de la pelvis 52 Figura II.11 Clasificación de Singh del 6 al 1 para osteoporosis de cadera 53 Figura II.12. a) Hemiartroplastia de cadera b) Clavos de Knowles 54

Figura II.14 Hemiartroplastía de Cadera 57

Figura II.15 Artroplastia tumoral 58

Figura II.16 Prótesis de superficie 59

Figura II.17 Hemi prótesis Lazcano Tipo 2, cuello largo 60

Figura II.18 Sistema lógico de Artroplastia 61

Figura II.19 Técnica del templete (Pasos del 1 al 5) 61

Figura II.20 Técnica del templete (Pasos del 6 al 10) 62

Figura II.21 Verificación de la posición del implante 62

Figura II.22 Técnica de preparación de un componente femoral 63 Figura II.23 Arquitectura de las articulaciones del miembro inferior 64

Figura II.24 Angulo cérvico diafisiaro 65

Figura II.25 Ángulo cérvico 65

Figura II.26 Índice de amplitud metafisaria 66

Figura II.27 Diagrama de fuerzas en cadera 66

Figura II.28 Diagrama de cuerpo libre de la cadera 67

Figura II.29 Fase de Apoyo. 68

Figura II.30 Fase de Balanceo 69

Figura II.31 A) Esfuerzos calculados en la corteza anteromedial de una tibia de humano adulto durante la marcha GT (Golpe de talón); PP (Pie plano); TL (talón levantado); DL (dedo levantado); B (balanceo). B) Esfuerzos calculados en la misma región pero a paso rápido

69

Figura II.32 Distribución de esfuerzos en el cuello femoral sujeto a flexión. Cuando el glúteo medio está relajado (arriba), el esfuerzo de tensión actúa en la corteza superior y el esfuerzo compresivo actúa en la corteza inferior. La contracción de este músculo (abajo) neutraliza el esfuerzo de tensión

70

Figura II3.33 Esfuerzos en una tibia de adulto probada durante marcha rápida 71 Capítulo III

Figura III.1 Trabéculas de tensión y compresión de la extremidad proximal del fémur 76

Figura III.2 Daño circulatorio por la fractura. 77

Figura III.3 Corte longitudinal del fémur 78

Figura III.4 Escala de Singh 81

Figura III.6 Zonas de Gruen 83

Figura III.7 Tomografía axial computarizada helicoidal 84

Figura III.8 Protocolos de exploración 86

Figura III.9 Reconstrucción 3D TC Brillance phillips 86

Figura III.10 Programa computacional Mxliteview 87

Figura III.11 Programa computacional Scan Ip©. 88

Figura III.12 Selección de ficheros DICOM© 88

Figura III.13 Tejido cortical 89

Figura III.14 Tejido trabecular 90

Figura III.15 Cadera 3D 91

Figura III.16 Programa Computacional Copy Cad© 92

Figura III.17 Superficie sobre nube de puntos 93

Figura III.18 Edición de triángulos en nube de puntos 93

Figura III.19 Construcción de superficies 94

Figura III.20 Construcción y dirección de la malla 95

Figura III.21 Corte longitudinal del canal medular 96

Figura III.22 Geometría solida del Fémur 96

Figura III.23 Planos de trabajo en el hueso trabecular. 99

Figura III.24 Relación de ángulos hueso cortical- trabecular. 100

Figura III.25 Prótesis Personalizada 101

Figura III.26 Sistema Hueso Prótesis 101

Figura III.27 Corte de la cabeza acetabular. 102

Figura III.28 Impresora Dimension SST. 103

Figura III.29 Programa CatalyTex impresión de modelos rápidos 104 Capítulo IV

Figura VI.1 Reacción del acetábulo y la acción de los músculos abductores Figura IV.2 Deflexiones del fémur en el plano frontal como función de la fuerza Z Figura IV.3 Fuerzas aplicadas en el fémur

Figura IV.4 Apoyo medio en la fase de marcha. Figura IV.5 Paquetería ANSYS© ver. 12

Figura IV.6 Figura IV.6 Prótesis personalizada y fémur importados en ANSYS© ver. 12. Figura IV.7 Elemento SOLID 185, las caras del tetrahedro y los nodos

Figura IV.8 Elemento SOLID 92, las caras del tetraedro y los nodos.

Figura IV.9 Prótesis personalizada y fémur importados en ANSYS© ver. 12. Figura IV.10 Contacto entre hueso y prótesis (Vastago)

Figura IV.11 Orientación de la fuerza de reacción de la cadera Figura IV.12 Orientación de la fuerza de reacción de la cadera Figura IV.13 Esfuerzos en la prótesis

Figura IV.14 Esfuerzos en el fémur

Figura IV.15 Desplazamiento de la prótesis Figura IV.16 Desplazamiento en el fémur. Capítulo V

Figura V.1 Matrices para forjado de vástago de prótesis femoral total Figura V.2 Arboles de coladas

Figura V.3 MAZAK VTC 16B

Figura V.4 Sujeción de la pieza terminada para el maquinado Figura V.5 Herramientas para el corte.

Figura V.6 Insertos

Figura IV.7Herramienta de Desbaste de 2” Figura IV.8 Herramienta de desbaste de ¾”

Figura IV.9 Herramienta de Semiacabado tipo esfera 1/2” Figura IV.10 Herramienta de Acabado tipo esfera 3/8 ” Figura IV.11 Herramienta de acabado tipo esfera de 1/8” Figura IV.12) Ventana principal de Power Mill®

Figura. V.13) Prótesis personalizada en PowerMil®. Figura V. 14 Material a mecanizar

Figura V. 15 Herramientas de corte Figura V. 16 Trayectorias de corte

Figura V. 17 CNC de 4 ejes Mazak VTC 16B

Figura V. 18 Desbaste de exceso de material en el cuello femoral

Índice de Tablas

Capítulo 1

Tabla 1.1 Tabla 1.2

Normas ASTM en el diseño de endoprótesis personales Características Patentes en el diseño de endoprótesis

21 22 Capítulo II

Tabla III.1 Tabla III.2 Tabla III.3

Clasificación De Pauwels Clasificación De Garden

Rango de fuerzas sobre la articulación de la cadera

53 54 73 Capítulo III

Tabla III.1 Propiedades del hueso trabecular 79

Capítulo IV

Tabla IV.1 Tabla IV.2

Tabla IV.3 Tabla IV.4

Capítulo V

Fuerzas que intervienen en la fase de apoyo medio de la marcha

Modulo de elasticidad y relación de Poisson de materiales biocomaptibles

Fuerzas y reacciones en el fémur Parámetros del sistema hueso-prótesis

Tabla Figura V.1 Especificaciones de Máquina Mazak VTC – 16B

117

120 124 125

Glosario

Abducción Alejamiento de la línea media.

Abrasión Las asperezas de la superficie más dura cortan y arañan la superficie más blanda.

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.

Adhesión Dos superficies comprimidas entre si desprenden partículas cuando entre ambas se produce movimiento.

Aducción Acercamiento hacía el centro o a la línea media.

Anatomía Estudio de las estructuras de los cuerpos animados y de las relaciones de los diferentes órganos, por medio de la disección.

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

Articulación Sitio de unión entre dos o más huesos del esqueleto.

Artroplastía Acción de llevar a cabo una cirugía de cadera.

Biocompatibilidad Convivencia pacífica entre un material externo y un sistema vivo, sin ninguna reacción alérgica.

Biodegradación Descomposición de un material mediada por un sistema biológico.

Biomecánica Síntesis entre la biología y la mecánica donde los principios de la mecánica se aplican a sistemas biológicos.

Cadera Región lateral de la pelvis del latín cathedra.

Chitosan Un polímero natural, obtenido a partir de conchas de moluscos, y los desechos de la industria del pescado Tiene propiedades tales como biocompatibilidad, antibacteriano, biodegradabilidad y la cicatrización de heridas.

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.

vida tales como: caminar, comer, vestirse, etc.

Coeficiente de fricción

Relación entre la resistencia a la cortadura y la dureza de penetración; independiente, por lo tanto, del área de contacto, de la carga y de la velocidad de deslizamiento.

Colágeno Sustancia proteica en forma de fibras que funciona como cemento en la estructura ósea.

Daño por desgaste Cambios morfológicos producidos por el desgaste en un biomaterial.

Desgaste Pérdida de material producida por el deslizamiento relativo entre dos superficies en contacto. Los materiales en contacto lo hacen solo en los picos de sus asperezas microscópicas y por lo tanto, en un área real mucho menor que la aparente, si uno de ellos es dúctil o elástico se deformará proporcionalmente a la presión de contacto, aumentando la fricción adhesiva.

Distal Lejano, alejado de cualquier punto de referencia (normalmente de la cabeza).

Epífisis Extremo de un hueso largo unido al cuerpo o diáfisis del mismo.

Etilenglicol: (Sinónimos: Etano-1,2-diol, glicol de etileno, 1,2-dioxietano, glicol) es un compuesto químico que pertenece al grupo de los glicoles. El etilenglicol es un líquido transparente, incoloro, ligeramente espeso como el almíbar. A temperatura ambiente es poco volátil, pero puede existir en el aire en forma de vapor, el etilenglicol es inodoro pero tiene un sabor dulce. Se fabrica a partir de la hidratación del óxido de etileno (epóxido cancerígeno).

Fascia Capa o tejido conectivo que cubre a los músculos.

Fisiología Estudio del funcionamiento de los órganos y de los tejidos de los seres vivos (del griego physis, naturaleza y logos, estudio).

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

Fosfatos Cálcicos Son llamadas cerámicas bioactivas, ya que se fijan químicamente al hueso. Básicamente se usan dos tipos: el fosfato tricalsico y la hidroxiapatita sintética, que tienen propiedades biológicas muy distintas. El primero, con formula Ca3(Po4)2, tiene una relación calcio- fosfato de 1.5 a 1 y es biodegradable por una combinación fisicoquímica y fragmentación. Sus características in vivo son variables.

Glicoproteínas Son moléculas compuestas por una proteína unida a uno o varios hidratos de carbono, simples o compuestos. Tienen entre otras funciones el reconocimiento celular cuando están presentes en la superficie de las membranas plasmáticas.

viviente.

In vivo Dentro del organismo viviente.

Inserción Lugar en que se fija un musculo a un hueso que se mueve.

Intertrocantéreo Localizada entre los trocánteres mayor y menor.

Ligamento 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.

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

Material bioactivo Material diseñado para estimular o modular una actividad biológica específica.

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

Metástasis Aparición de uno o más focos de enfermedad de un órgano o parte, a otra sin conexión directa con ella, en forma secundaria.

Metáfisis Parte ancha de la extremidad de la diálisis.

Organosilicona son compuestos organicos que contienen bonos carbono silicio, la organosilicona química es la ciencia que se encarga de explorar sus propiedades y reactividad

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.

Osteocondución Se define como el proceso que sostiene el crecimiento de capilares, tejidos perivasculares y células osteoprogenitoras, en la estructura tridimensional de un implante o injerto.

Osteoclasto Célula encargada de la resorción y destrucción del tejido óseo.

Osteogenesis El término ha ido evolucionando con la expansión de la ingeniería tisular y una manera simple de entender el proceso es la regeneración del hueso a partir de osteoblastos.

Osteoindución Fue un concepto inducido por Urist en 1965, y que hoy en dia se entiende como proceso que promueve la mitogenesis de las células mesequimales indiferenciadas, conduciendo a la formación de células progenitoras, con capacidad para formar hueso nuevo.

Osteólisis Absorción o destrucción del hueso. Disolución de los componentes minerales del hueso

Osteoporosis Enfermedad caracterizada por disminución anormal de la densidad ósea y una consecuente pérdida de resistencia. Se cree que en 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.

Perno Nombre que se le da a la probeta sobre el cual se le aplica la carga en la máquina denominada pin on disk perno sobre disco.

Proximal Más cerca, con cualquier punto de referencia.

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.

Respuesta del huésped

Reacción de un sistema vivo ante la presencia de un material.

Reticulación De igual manera que la vulcanización implica la formación de una red tridimensional formada por la unión de las diferentes cadenas poliméricas.

Tendón Cordón fibroso de tejido conectivo, en el cual terminan las fibras y mediante él se conectan el músculo y el hueso.

Tetraetilo orthosilicate:

Es el compuesto químico con la formula Si (OC 2 H 5) 4. A menudo abreviada TEOS, se utiliza

principalmente como un agente de reticulación de los polímeros de silicona.

Valgo Desviación hacia afuera (apertura mayor que la promedio).

Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas

O

G

Desarrollar e implementar un proceso metodológico que permita diseñar y manufacturar endoprótesis personalizadas para el fenotipo mexicano: mediante modelos de tejidos humanos vivos y la consideración de los materiales correctos de la prótesis al ser estos sometidos a la acción dinámica del sistema de fuerzas generadas durante la actividad motora.

O

E

• Identificar la normativa internacional que rige el diseño, manufactura y ensayo

de este tipo de prótesis.

• Crear normativas de diseño, manufactura y ensayos, según estándares

internacionales.

• Optimizar la infraestructura necesaria para la manufactura de prototipos.

• Desarrollar un modelo tridimensional real del sistema hueso-prótesis a partir de

imágenes médicas.

• Fabricar un prototipo personalizado para el reemplazo parcial de cadera.

• Establecer el umbral de carga que garantice la continuidad del fenómeno

remodelación ósea, sometido a la acción dinámica de la locomoción humana.

• Implementar los modelos de Standford y Zaragoza de remodelación ósea en la

J

Hoy en día, en México no existe ninguna prótesis a la medida para los pacientes que requieren la sustitución parcial o total del fémur. Por otro lado, todas las prótesis comerciales que están disponibles en el mercado nacional siendo estos los modelos Lazcano con cuello cortó y con cuello largo respectivamente son llevadas a cabo por Manufacturas Solco S.A de C.V.

En México, se realizan estudios sobre diseños extranjeros y su aceptación en pacientes tratados con artroplastia de cadera. La investigación y manufactura de diseños nacionales lleva poco tiempo en nuestro país debido a la implementación de metodologías un tanto limitadas puesto que no se tenía suficientes herramientas integrales para el control y desarrollo de los procedimientos adecuados.

Diseño y manufactura de endoprótesis personalizadas

H

A

Diseño y manufactura de prototipos personalizados, fabricados con materiales biocompatibles (Acero inoxidable, Ti Al4 V6 y aleaciones de cobalto-cromo-molibdeno).

A

Implementar el desarrollo del modelo de un sistema articulado para el remplazo de la cabeza femoral en la cadera humana.

O

I

Desde una perspectiva general, la metodología que se propone para esta investigación, es innovar un procedimiento para manufacturar endoprótesis completamente específicas para cada paciente, desde su geometría hasta la patología en la que son empleadas. Es evidente, que a lo largo de esta disertación es necesario mencionar aspectos biológicos, biomecánicos, técnico-numéricos y técnico-experimentales para la descripción y asimilación de los puntos de mayor relevancia que conduzcan al propósito general, que es la creación de una serie de pasos estructurados que sean el eslabón entre ellos, en otras palabras, el diseño y la manufactura referidos al prototipo final de una hemiprótesis de cadera personalizada no olvidando la parte de la evaluación médica que examine los tratamientos que se están generando. En la figura 1, se describe e interpreta la distribución de esta tesis.

Capítulo 1

Estado del arte

Hemiprótesis de cadera

Capítulo 1 “Estado del arte”

En este capítulo se hace un análisis del estado en el que se encuentra el desarrollo del diseño y manufactura de prótesis personalizadas, así como, de los recursos tecnológicos que suministran las áreas de ingeniería para su realización.

Referencias Capítulo 2

Fundamentos Teóricos

Análisis de resultados y

Trabajos futuros Capítulo 3

Diseño de Endoprótesis

Capítulo 5

Manufactura de Endoprótesis

Capítulo 2 “Fundamentos Teóricos”

En este capítulo se aborda la patología, el fundamento biomecánico y materiales para el diseño, análisis estructural y manufactura de las prótesis, Así como las ecuaciones constitutivas que describen las propiedades de los tejidos óseos, los materiales y aleaciones utilizados para su elaboración

Capítulo 3 “Diseño de la endoprótesis”

A partir de tomografías computacionales seleccionadas por el personal médico y mediante la ayuda de los siguientes programas computacionales especializados (ScanIp©, CopyCad©, PowerShape©) se reproduce la geometría femoral, obteniendo información sobre dimensiones y áreas de trabajo de un paciente con afectación de coxartrosis de cadera. El siguiente paso es, proceder a la construcción y diseño de las endoprótesis según sea el caso, sin omitir las posibles variables biológicas. Mediante técnicas de esteriolitografía, se reproducen los modelos biológicos de hueso femoral y cadera; Todo esto se logra con el equipo de prototipos rápidos “Dimension sst1200” y el programa computacional Catalix©,

Capítulo 4 “Análisis de las Endoprótesis”

Se analiza el estado de esfuerzos y la integridad estructural de las endoprótesis extrapolando las geometrías de los sistemas, mediante el programa computacional (ANSYS©).

Capítulo 5 “Manufactura de la endoprótesis”

El siguiente paso es utilizar el programa computacional para la simulación de procesos de maquinado (PowerMill©) con el cual se construyen las trayectorias del maquinado, con la finalidad de enviar cadenas de datos al centro de mecanizado MAZAK VT-16B, para obtener los prototipos adecuados.

Capítulo 6 “Análisis de resultados y Trabajos futuros”

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I.1.- Introducción

Garzón y colaboradores [2009] señala que la Biomecánica es el cuerpo de conocimientos que utilizando las leyes de la Física y de la Ingeniería, describe los movimientos efectuados por los distintos segmentos corporales y los agentes externos actuantes sobre estas mismas partes, durante las actividades normales de la vida diaria. En otras palabras, se podría adelantar una definición de la Biomecánica, como la ciencia que aplica las leyes del movimiento mecánico en los sistemas vivos, especialmente en el aparato locomotor, que intenta unir en los estudios humanos la Mecánica al estudio de la Anatomía y de la Fisiología (Figura I.1). Asimismo, que cubre un gran abanico de sectores a analizar desde estudios teóricos del comportamiento de segmentos corporales a aplicaciones prácticas en la vida diaria [Aguado, et al., 1995].

Figura I.1.- Relación interdisciplinaria de la Biomecánica.

Ferdinand von Helmholtz, es considerado el padre de la bioingeniería; diseñó lentes, calculó la geometría del ojo humano, estudió el mecanismo de audición, determinó la velocidad de un pulso nervioso y mostró que el latido cardíaco es una importante fuente de calor. Entrando ya en el siglo XX se encuentran numerosos aportes a la concepción matemática del cuerpo humano, entre los que cabe destacar a Archibald Vivian Hill, describió el funcionamiento del sistema muscular (Figura I.2).

Figura I.2.- Aplicaciones de la Biomecánica

I.2.- Trabajos de investigación sobre Biomecánica en la SEPI-ESIME-Zacatenco

En el diario quehacer de la investigación, en la Sección de Estudios de Posgrado e Investigación de la Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica, Unidad Adolfo López Mateos Zacatenco, se han estado desarrollando estudios desde hace 18 años sobre fenómenos que corresponden a las áreas de Biomecánica y Bioingeniería. Estos trabajos juegan un papel relevante en la realización y divulgación de estos estudios numérico-experimentales y donde se proponen soluciones que nacen de una necesidad real ubicada en el sector salud (ISSSTE/IMSS). Para tal caso cuenta con 11 tesis de doctorado, 8 tesis de maestría y 1 de licenciatura. Lo anterior demuestra, el gran impacto en la generación de soluciones a diversos casos de estudios y se estipulan 5 líneas de acción, siendo estas con base en la investigación de Villa y colaboradores [2007]:

· Columna vertebral. · Regeneración ósea. · Miembro superior. · Flujos biológicos.

Dentro de los trabajos realizados sobre miembro inferior se encuentra:

·

· Biomecánica de una prótesis no convencional para cadera.- El caso que fue

resección (corte) y la prótesis, enseguida se analizaron diversas posibilidades variando la ubicación de los pernos bloqueantes. Con los modelos resueltos se obtuvieron los patrones de esfuerzos resultantes de acuerdo a la teoría de falla de von Mises. En el primer caso con el objeto de establecer el papel que juegan los músculos para modificar el comportamiento del hueso cuando es sometido a las solicitaciones que el acto de caminar demanda. Adicionalmente, se comparó el modelo del hueso intacto contra resultados experimentales (fotoelasticidad reflectiva), encontrándose concordancia entre ambos métodos. En el segundo caso, se estudió el efecto de cambiar de ubicación los pernos bloqueantes [Carbajal, 1999].

·

· Análisis fotoelástico del estado de deformaciones de un hueso humano bajo

carga.- En esta disertación se analizaron los esfuerzos y deformaciones en el componente femoral de una prótesis de Charley® para cadera, cuando se aplican cargas fisiológicas. A partir de radiografías simples se determino la geometría bidimensional del fémur y se analizó la respuesta a cargas que corresponden a la etapa de apoyo medio de la marcha. Se utilizo el Método del Elemento Finito, asimismo, fue elegida la prótesis adecuada según las dimensiones del fémur. De igual forma se desarrollaron 6 espesores de capa de cemento las cuales varían de 1mm a 6 mm. Como resultado de éste análisis numérico se resuelve que los esfuerzos para el hueso fueron similares a los correspondientes al fémur intacto, de los espesores de la capa de cemento estudiado, el de 3 mm presenta menores esfuerzos para la prótesis y el cemento. Con base a estos resultados recomiendan el uso de espesores entre 3mm y 4 mm [Feria, 1999].

·

· Diseño de un distractor externo para artrodiastasis de rodilla.- Este trabajo

rodilla. El distractor se colocó a la rodilla izquierda de un primer paciente de 26 años de edad con ambas rodilla contracturadas en flexión de 100º-110º, del lado externo previa capsulotomia posterior y durante trece semanas se dio una distracción de 20 mm y una deflexión completa con tracción esquelética, aplicando carga gradualmente (9.81 a 49 N) a un tornillo transfictivo insertado en la parte metadiafisiaria distal de la tibia (paciente en decúbito dorsal). Se realizó un estudio biomecánico, se optimizó el diseño y se manufacturo un distractor, que funcionará como distractor propiamente o también como tensor, y se realizó un estudio mecánico en una máquina universal de ensayos Instron 4502 de 10 kN de capacidad, para asegurar su estabilidad mecánica durante su aplicación en el paciente [Damián, 1999].

· Estudio de un espaciador para el tratamiento de tumores de rodilla por medio de elementos finitos y su análisis por métodos estadísticos.- En la presente investigación se muestra el desarrolló un espaciador para tumores óseos en rodilla, Los resultados reportan deformación en la zona donde se colocan los pernos tanto del fémur como de la tibia así como aflojamiento del implante. En este trabajo se realizó un modelo de elementos finitos, pruebas de convergencia y un proceso robusto del implante para investigar los esfuerzos de los pernos cuando se ubican en diferentes sitios en el hueso cortical, así como el análisis biomecánico del implante con dos diferentes materiales (acero inoxidable 316 LVM grado médico y una aleación de titanio Ti-6Al-4V). Los resultados muestran que la mejor ubicación de los pernos en el fémur para el perno proximal es a 10 cm y para el perno distal es a 7.4 cm del espaciador, los pernos de la tibia se colocan a 4 cm el perno proximal y a 6.5 cm el perno distal. El material que nos ofrece el mejor comportamiento biomecánico para el espaciador es la aleación de titanio [Araujo, 2006].

·

· Optimización del diseño del componente femoral de una prótesis no convencional

implante, estudiando el impacto del desempeño del sistema hueso-prótesis y con esto se estableció la configuración que presenta la mayor estabilidad del conjunto. La validación experimental de los resultados obtenidos, revela que la distribución de los esfuerzos por ambos métodos tiene un alto grado de similitud. Los resultados muestran que los parámetros óptimos son los que presentaron el perno proximal a 50mm del sitio de la osteotomía, el perno distal a 25 mm del proximal, el vástago de 300mm de largo. La presencia de la camisa mejora el desempeño mecánico del implante inmediatamente después de su colocación, sin embargo cuando el tiempo transcurre y el hueso crece a través de las ventanas de la camisa, el comportamiento de la prótesis presenta una disminución ligera de su estabilidad [Domínguez, 2003].

·

· Estudio del aflojamiento aséptico de prótesis de cadera debido al desgaste.- En este

desgaste encontrado corresponde a una sola fase de la marcha, finalmente se puede concluir en términos experimentales la interpretación geométrica de la zona de contacto que se presenta en la interface pelvis-copa acetábular-prótesis [Feria, 2006].

·

· Análisis experimental del desgaste en polietileno de ultra alto peso molecular y acero inoxidable 316L empleados en prótesis de coxofemorales.- En este trabajo se realizó el análisis experimental del desgaste de materiales empleados en prótesis coxofemorales. Los efectos conocidos como debris son analizados experimentalmente con una máquina tribológica de configuración perno sobre disco. Se analizó la perdida de desgaste con el método de gravimetría mediante ensayos con agua destilada y suero bovino como lubricantes. Además, para el análisis de muestras se empleó métodos de interpolaciones trigonométricas en este caso se emplea el método de mínimos cuadrados. Los resultados muestran aportaciones en los materiales empleados en la manufactura de estas prótesis [García, 2009].

·

· Diseño y desarrollo de una prótesis flex-foot.- En este trabajo de investigación se

prótesis presenta características tales como una robustez, tamaño y proporción apropiada, así como bajo nivel de ruido entre otros [Valencia, 2009].

·

· Manufactura de una prótesis parcial de cadera.- Presenta el estudio del proceso de

manufactura de una prótesis tipo Charnley®. Dentro de las etapas de fabricación, se observa que parten de la premisa del cálculo de forja del prototipo terminando este en un centro de mecanizado para dar acabado al vástago de la prótesis, y posterior la manufactura de la cabeza femoral. Por último, dentro del proceso se muestra un estudio económico concluyendo con costos bajos de producción [Márquez, 2006].

·

· Diseño mecánico de una máquina pata terapia de movimiento continuo pasivo continuo de la rodilla.- Este trabajo de investigación muestra la metodología para el diseño mecánico de una máquina para terapia de movimiento pasivo continuo en la rodilla. Posteriormente se describen los procesos de manufactura necesarios para la fabricación de cada una de las piezas de la máquina, se menciona el proceso para formar los subensambles y el ensamble completo de la máquina. Para el análisis del mecanismo se utilizaron métodos gráficos y analíticos utilizando tres posiciones del mecanismo para determinar la longitud y las coordenadas del punto de rotación del eslabón restante. Los resultados muestran el análisis de los cálculos correspondientes a las velocidades, aceleraciones y fuerzas que intervienen en los eslabones y las articulaciones del mecanismo los cuales fueron necesarios para la fabricación de la máquina [Chávez, 2009].

Por otro lado, los trabajos sobre vertebras son los siguientes trabajos:

· Estudio biomecánico experimental del sistema Dufoo para columna lumbar

columna es un fijador interno posterior bilateral que consiste de tornillos pediculares, barras longitudinales, conectores, barras transversales, tornillos y tuercas, todo de titanio aleado. Para el estudio del sistema Dufoo se preparó un modelo experimental formado por dos discos de nylacero a los cuales se fijo dicho sistema dejando un espacio entre discos para presentar, en el peor escenario clínico una corpectomía, lumbar, aplicando los tres tipos de carga que anatómicamente soporta la columna lumbar humana, de flexión - compresión, de flexión lateral y de torsión. Para un ensamble rápido y seguro modelo experimental, se desarrolló una nueva metodología que no se ha reportado en la bibliografía internacional. Para los tres tipos de ensayos se incluyo la medición del torque de aflojamiento necesario para el desmontaje del modelo experimental después de ser ensayado, lo que permitió determinar el comportamiento mecánico de los mecanismos de conexión del sistema Dufoo. La aplicación de la estadística descriptiva y comparativa permitió evaluar el grado de dispersión de resultados, y por tanto, el grado de tolerancias dimensionales conseguidas en la manufactura [Damián, 2003].

éste se encuentra sano, o cuando presenta algún tipo de daño físico en su estructura, y de qué forma repercute en la estabilidad de la columna vertebral. El estudio experimental se llevó a cabo mediante el uso de la técnica fotoelástica reflectiva, mientras que para el estudio numérico se empleo el método de elementos finitos a través del un programa de computo comercial. Los resultados obtenidos indican que una lesión en el cuadrante anterior del disco intervertebral puede propiciar molestias serias en el paciente, y por lo tanto, se recomienda su total extirpación, sugiriendo como alternativas, el uso de injertos o prótesis de disco, con algunas reservas en su uso [Rodríguez, 2007].

· Análisis numérico de las cervicales C3-C7 asociado al problema del latigazo

cervical. El presente trabajo, se desarrolló la optimización del tratamiento quirúrgico corporectomía, la cual es una técnica médica necesaria para sustituir uno de los cuerpos vertebrales dañados, y que normalmente requiere de abordajes por las vías anterior y posterior, empleando fijadores tales como: Placas cervicales, barras rígidas, alambre y tornillería diversa. Cuando se lesionan las zonas cercanas a los puntos de transición (C7 y T12). Se generó un modelo de elementos finitos representativo de las cervicales C3-C5, el injerto óseo, la placa cervical de carga de compresión, los desplazamientos existentes entre el cuerpo vertebral de las cervicales C3 y C5, y el injerto que ocupa el espacio de la cervical C4. Se planteó los procedimientos para instrumentar vértebras porcinas en la unidad de carga C3-C5, la cual reproducirá el efecto deseado y contribuirá a validar las simulaciones numéricas realizadas [Beltrán, 2007].

· Diseño de una prótesis articulada para disco intervertebral.- En este trabajo se

MPa. Por último, asimila que los niveles de carga mayores a cien kilogramos producidos por un traumatismo pueden ser soportados por la muelle tipo rotula del dispositivo protésico, el cual fue analizado mediante el método del elemento finito [Beristain, 2010].

· Caracterización de vertebras porcinas para su uso en aplicaciones Biomecánicas.

El presente trabajo consiste determinar las propiedades mecánicas en vértebras porcinas de la zona lumbar (L3-L4-L5) obtenidas de cerdos machos jóvenes con un promedio de 18-24 meses de edad, un peso aproximado de 60-80 kg y con no más de 24 hrs post mortem, con la finalidad de comparar éstos resultados con los correspondientes a las propiedades mecánicas de vértebras humanas; y así poder establecer las similitudes entre ambas. El tamaño de muestra es n = 6 y se realiza a la unidad funcional, al cuerpo vertebral y al disco intervertebral. Se efectuaron pruebas de compresión por medio de una maquina universal de ensayos marca MTS. El análisis experimental se comparó mediante un análisis numérico de Elementos Finitos [Fuentes, 2009].

Mientras que en la parte de remodelación ósea, se han desarrollado los siguientes trabajos de investigación:

·

· Determinación de parámetros para terapia de vibración en mujeres con

vibración ejerce efectos positivos en la DMO. Sin embargo, no ha sido determinado si la vibración puede ser aplicada de forma segura como terapia preventiva en mujeres con osteopenia. Por lo que el objetivo de este trabajo fue examinar el efecto de la vibración en la reducción de la pérdida de DMO y evaluar algunos aspectos de la aplicación de la terapia que afectan la dosis administrada. Se condujo un estudio clínico piloto. El equipo utilizado en este estudio fue un Vibraflex 500. La terapia de intervención fue progresiva, aplicando frecuencias seleccionadas para evitar las frecuencias de resonancias en humanos, y con una aceleración calculada por debajo de los límites marcados por la norma internacional ISO 2631-1985. El tamaño de la muestra del estudio no permitió tener suficiente poder estadístico para detectar diferencias entre los grupos de estudio. Sin embargo, los datos sugieren que la terapia con vibración puede ejercer un efecto positivo en la prevención de pérdida de DMO en mujeres con osteopenia, aplicando estímulos dentro de los límites seguros. Entre las observaciones del estudio reportadas, se encontró que los sujetos modificaban su postura sobre la plataforma para minimizar los efectos secundarios como comezón en las pantorrillas y sensación de calor en la planta de los pies, por lo que se hizo necesario medir la intensidad del estímulo de vibración en cada zona de interés para el tratamiento, con el objetivo de identificar cambios en la dosis terapéutica. Se diseñó un sistema de medición para evaluar la transmisión de la vibración en el tobillo, la rodilla y la cadera. Se obtuvo la magnitud de la vibración medida en cada zona de interés de ocho sujetos jóvenes sanos. Las modificaciones en la postura de los sujetos resultaron en distintas dosis de vibración medida en los sujetos. Los diversos y en ocasiones contradictorios resultados reportados en estudios previos usando terapia de vibración, podrían explicarse por la amplia variabilidad de los rangos de vibración aplicada y la falta de datos acerca de la intensidad efectiva que recibe cada zona específica en entrenamiento [Álvarez, 2008].

·

· Aceleración del proceso de la consolidación de la fractura ósea empleando láser.-

estimulación con láser. Posteriormente se muestra el desarrollo de un estimulador, para acelerar el proceso de la consolidación ósea. Este equipo tiene la posibilidad de trabajar tanto en forma continua como en forma pulsada. En esta investigación solamente se aplicó láser en forma continua, a un modelo en ratas Wistar. Se hizo un análisis biomecánico, otro de microscopía de barrido electrónica y un análisis foto acústico a la relación de las propiedades mecánicas para la formación del callo óseo. Los resultados obtenidos en el estudio de microscopía electrónica, mostraron la distribución de elementos que contribuyen a la consolidación de la fractura ósea, para este modelo animal [Lomelí, 2004].

·

· Efecto de la estimulación electromagnética en hueso con problemas de

disminución de masa ósea.- En este trabajo se presenta un modo alternativo de tratamiento para reducir la resorción ósea. La metodología propuesta se aplica a un modelo animal experimental con disminución de masa ósea, empleando ratas wistar, las cuales son de fácil adquisición y manipulación; con las cuales se logró tener una muestra representativa para realizar pruebas comparativas con las que se validarán los datos obtenidos. El proceso experimental planteado se desarrolló en tres partes, en primer lugar se efectúa una ovariectomización (OVX) en un grupo de ratas, formando dos grupos, asimismo se programaron tiempos de tratamiento con radiación electromagnética de baja frecuencia a los grupos y finalmente se procedió a obtener muestras de los grupos de ratas para realizar pruebas en el material óseo y realizar una comparación entre todos ellos. La originalidad de este trabajo estriba en llevar a cabo técnicas de validación no utilizadas a la fecha como lo son la medición de esfuerzos y la medición para cuantificación de permeabilidad de agua por el método de espectroscopia foto acústica. Con estos resultados se demostró que la utilización de campos electromagnéticos pulsados disminuyen la resorción ósea y evitan que tal disminución no sea elevada [Cortes, 2008].

Por último, otros trabajos relevantes en el área de Biomecánica que deben ser mencionados son:

· La caracterización cinemática e implementación de una mano robótica

para la obtención de un sistema robótico con características antropométricas y antropomórficas de la mano, mediante la caracterización de los parámetros cinemáticos de los dedos índice y pulgar que deriva en la obtención de mecanismos generadores de función para proporcionar el movimiento a la mano robótica multiarticulada. La simplificación de los mecanismos empleados en ésta mano se enfoca en el estudio de los dedos índice y pulgar durante la ejecución del agarre cilíndrico, puntual y palmar, por tratarse de estos dedos los que más intervienen en los agarre más empleados por el ser humano. La metodología empleada para la caracterización e implementación de una mano robótica multiarticulada comprende tres etapas principales:

1. Caracterización cinemática.

2. Análisis, simulación y simplificación del mecanismo de transmisión. 3. Implementación de la mano robótica multiarticulada.

De esta forma se obtiene un mecanismo semi-subactuado que simplifica el movimiento de los dedos y por tanto, también se simplifica la etapa de control, sin limitar la flexibilidad y destreza en la ejecución de los agarres Cilíndrico, Puntual y Palmar de la mano robótica multiarticulada [Velázquez, 2008].

· Análisis de esfuerzos en una válvula intrabronquial.- Presenta un estudio de un

pueda emular el funcionamiento de este tipo de implantes y eficientar el tratamiento de dicha patología, por Torres [2006].

La divulgación de estos trabajos por el grupo de Biomecánica, en términos generales, se ha logrado en un corto periodo. Lo anterior es gracias a los avances existentes en el desarrollo de programas y equipo de cómputo. A continuación se presenta el estado de arte relacionado con el tema de investigación que se desarrolla en esta tesis.

I.3.- Estado el arte

Dentro del área médica, los médicos y cirujanos están conscientes de los rápidos avances tecnológicos existentes y que se siguen desarrollando en el mundo. Debido a esto, contemplan adoptar nuevas técnicas para solucionar sus problemas clínicos. De cualquier modo, el desarrollo de soluciones requiere individuos especializados para aplicar los conocimientos y tecnología existente de manera efectiva y apropiada. Sin embargo, es prácticamente imposible para un individuo dominar todos los conocimientos intrínsecos en el área de la Biomecánica. Donde son claramente evidentes las diferencias existentes entre las materias involucradas, como son:

· Cirugía ortopédica. · Rehabilitación. · Simulación numérica. · Fisiología.

· Estática. · Dinámica.

· Diseño Mecánico. · Manufactura.

En el siguiente apartado se visualiza cronológicamente el estado en el que se encuentran el diseño, manufactura y la evaluación clínica de endoprótesis para la patología de coxartrosis.

científicas en el área de la Biomecánica. En particular estudios en dos dimensiones fueron utilizados para analizar los efectos que conducen a la falla por fatiga temprana que presentaron 11 prótesis tipo Charley®_{. Andriacchi [1976] menciona que los esfuerzos encontrados en el tercio} central del vástago generaron las hipótesis de que se podría disminuir la falla de estos elementos en función de la incorporación de algunos módulos que garanticen el apoyo adecuado en el calcar, la orientación del componente femoral y las variaciones en la sección transversal del tercio central del vástago.

Asimismo, Huiskes [1983] señala que el uso del MEF para determinar los esfuerzos y deformaciones en el área de la Biomecánica ha sido utilizado desde 1970. En sus inicios fueron utilizados para encontrar la respuesta que tiene la aplicación de agentes externos en tejidos y optimizar el diseño de las técnicas en diversos implantes.

Por otro lado, Young-Hoo [1987] propuso el diseño de un vástago a la medida del canal medular del fémur para el fenotipo asiático, el cual presenta como resultado significativo la disminución de los esfuerzos en el hueso femoral y cadera mediante el contacto que se produce entre el vástago y el hueso. Aunque el aflojamiento del vástago femoral se da según el tipo de material que se utiliza. Huiskes [1989] señala que el diseño de este tipo de prótesis considera los siguientes factores para corregir el ajuste por interferencia que se realiza en los vástagos no cementados y estos son:

· La forma geométrica.

· El recubrimiento del que se encuentra constituido. · Los micromovimientos.

· La transferencia de las cargas · Los esfuerzos en el hueso.

reforzadas de grafito, fue propuesto para prótesis en fémur. El implante fue compuesto aproximadamente por 200 hojas, las cuales se orientaron en forma unidireccional e inmovilizadas sobre una placa plana. Por medio de lo anterior, fue posible evaluar el efecto de la orientación de las fibras del implante femoral. Asimismo, se realizó un análisis tridimensional por medio del MEF para evaluar la distribución de esfuerzos en la cepa femoral y en la tensión ejercida según la densidad del hueso femoral. Los resultados de los cálculos desarrollados se compararon con los generados por prótesis de aleación de Cobalto y aleación de Titanio con base a la investigación de Hasan [1996].

Por lo general, la distribución de tensiones naturales en el fémur después de la artroplastía total de cadera es alterada, cuando es colocado un implante. Una parte de la carga provoca una reducción de la tensión en algunas regiones del hueso remanente, resultando en una pérdida de masa ósea a través del proceso biológico llamado reabsorción. A su vez, este causa o contribuye al aflojamiento de la prótesis. La hipótesis, de que a través del rediseño de una prótesis total de cadera se reducen los esfuerzos, describe el desarrollo de una nueva prótesis de cadera femoral diseñado para aliviar este problema a través de una nueva geometría y el sistema de proximal relajamiento [Makarand, 2000].

compuestos, fue necesario la evaluación por medio de MEF. Simoes [2005] desarrollarón un prototipo conceptual que fue fabricado a través de un procedimiento experimental que permitió la determinación de la rigidez y los desplazamientos producidos por la unión de los materiales.

La artroplastía total de cadera, en los últimos años se ha establecido como una cirugía común para la articulación de la cadera. Aunque la operación tiene un éxito aceptable, los factores de fracaso de la prótesis estan relacionados con la infección, luxación, fractura del vástago y el aflojamiento. El uso de paquetes comerciales que emplean el MEF para establecer un modelo de análisis y realizar la simulación de la distribución de las fuerzas en el cemento y el vástago. Cheung [2005] señala que los parámetros de diseño del implante son el diametro de la cabeza femoral, la sección transversal del vástago y la longitud del vástago.

Ruyu [2005] señala que algunas de las metodologías para el diseño personalizado de implantes de cadera, están basados en placas de rayos X para la obtención de las dimensiones. Donde se pretende abordar el problema de las dimensiones estándar en las prótesis ya existentes y el desarrollo de un vástago de acuerdo a las cavidades femorales de cada persona. Las fuerzas aplicadas a los implantes, debido a las actividades humanas, generan efectos dinámicos que varían con el tiempo y logran la fatiga del implante. Por lo tanto, Zafer [2007] señala que es importante garantizar que la prótesis de cadera no falle contra la carga estática, dinámica y fatiga. Mediante el análisis de cuatro distintas curvaturas de la prótesis de cadera, demostraron que el factor principal que indica si este falla en condiciones estáticas de fatiga es la forma del vástago.

Se han realizado en prótesis tipo Charley® y Exeter® simulaciones de la remodelación ósea con la finalidad de conocer las fallas que han presentado la fijación del vástago metálico y el hueso debido al diseño de estos con base en el trabajo de Zeman [2008].

Para su adecuado dimensionamiento realizaron el estudio antropométrico de fémur en especímenes mexicanos y propusieron un vástago centromedular incorporándole una camisa, donde utilizando pernos para su fijación al fémur. Asimismo, establecieron diámetros y longitud de vástagos, espaciadores y camisas. Así como la altura para su adecuado bloqueo. De esta manera, se diseñó el instrumental y dispositivo de ensamble, ya que está formado por dos piezas este dispositivo protésico. Como resultado encontraron que el implante no altera la estabilidad y posee un efecto antigiró y anticolapsó.

Aunque los implantes de cadera han sido uno de los tratamientos del siglo pasado con más éxito, actualmente se utilizan técnicas para el diseño de éstos, algunas de ellas involucran el uso de programas computacionales para la remodelación ósea. Ovidiu [2008] refiere que el uso de las técnicas radiológicas está siendo cada vez más frecuente para el desarrollo de prótesis y órtesis. Presentan el uso de un programa computacional comercial para la optimización en el desarrollo de prótesis, evitando como factor principal el movimiento del vástago femoral para prolongar la vida del implante. De hecho, la migración, los micromovimientos y la rotación de la prótesis de cadera son los principales problemas que determinan la vida útil del implante. Existen métodos para revisar estos comportamientos.

Bajo la hipótesis que la translación a lo largo del eje axial es el segundo indicador con mayor frecuencia que apunta a la pérdida del implante. Prins proponen una metodología que permite conocer la posición correcta de la prótesis al trazar los centros del eje del vástago y el centro de la esfera creando un punto a partir de éstos. Prins [2008] utilizó entre 5 y 8 puntos de revisión a lo largo de la reconstrucción 3D del hueso femoral. Él desarrollo de 6 vástagos femorales bajo la norma DIN ISO 7206-4, son analizados experimentalmente integrando el implante en fémur artifciales de 48 cm de longitud, semenjando las propiedades del hueso y el contacto que se produce entre ellos utilizando cemento óseo. La tasa de fracaso es analizada mediante 10 cortes realizados a lo largo del sistema hueso-prótesis. Gravius [2008] encontró defectos de interfaz en el collar, tallo redondeado y sin rebajes en los bordes interiores.

Tabla I.1.- Normas ASTM en el diseño de endoprótesis personales [¿?]

Año Norma Nombre Descripción de la norma

1999 ASTM F370 Especificación estandarizada de endoprótesis femorales.

Esta especificación cubre los materiales, las dimensiones funcionales y las tolerancias para piezas individuales. Asimismo menciona la existencia de una gran variedad de estos dispositivos.

2002 ASTM F140 Prácticas estandarizadas para pruebas cíclicas de fatiga en vástagos femorales

sin torsión

Describe el procedimiento de evaluación de diversos diseños de vástagos femorales sometidos a cargas cíclicas y localizando 16 puntos utilizados para su análisis.

I.3.2.- Manufactura de prótesis de cadera

Otras ideas, surgen de controlar las dimensiones de vástago femoral mediante la manipulación de la manufactura, utilizando material compuesto y variando el espesor de la resina epóxica. La prótesis contiene un núcleo de Cobalto-Cromo rodeado por una capa en el exterior de material compuesto. Este diseño fue evaluado con la ayuda del MEF como un simple modelo basado en una viga compuesta. La teoría se utilizó para determinar el espesor óptimo de los materiales compuestos. En la manufactura fue utilizada la técnica de moldeo por compresión. Los resultados de Simoes [2000] exponen que los materiales compuestos reducen la revisión clínica de los implantes femorales.

procedimiento puede ser utilizado para el desarrollo en las muestras in vitro con las características de reabsorción ósea. Además, el desarrollo mediante técnicas de fundición y colada en moldes de revestimiento cerámico, el diseño de matrices y racimos de cera para la obtención de moldes para prótesis de cadera del tipo Charley ha sido trabajado, y se ha tomado en consideración variables de fundición y solidificación sobre las propiedades de prótesis tratadas térmicamente. En la investigación de Ges [2001] se observa que las variables dimensionales, el tipo y tamaño de grano, el espaciado dendrítico y las propiedades mecánicas en aleaciones metálicas biocompatibles son factores críticos para la consolidación ósea.

En particular, Hernández [2004] señala que la influencia de los parámetros dimensionales y microestrcuturales cobran importancia en el comportamiento tribológico de 12 muestras de metal, fundidas en aleaciones Co-Cr-Mo-C utilizado en prótesis de cadera. Para esto sea utilizado la técnica de fusión y vaciado a presión y presentan durabilidad al someterse a pruebas de fatiga en 500 mil ciclos.

Por otro lado, en los últimos años se han estado combinando métodos de diagnóstico con métodos de simulación de manufactura para realizar el diagnóstico en el interior del cuerpo humano. Hoy en día la tomografía axial computarizada y los sistemas CAD/CAM son parte de la cadena que involucra la personalización de prótesis, que se ajusten a las características morfológicas de un determinado paciente. Ojeda [2007] referencia técnicas que han permitido al diseñador alcanzar un grado tal de fiabilidad, flexibilidad y precisión en la simulación del comportamiento de sistemas biológicos, haciendo referencia a esta combinación se desarrollo una prótesis personalizada de cadera involucrando únicamente la simulación de la manufactura del dispositivo protésico, los resultados muestran la eliminación del cemento para la fijación de este dispositivo. Con respecto a la manufactura, se encuentran algunas patentes, éstas son mostradas en la Tabla I.2 y presentan las siguientes características.

Tabla I.2.- Patentes en el diseño de endoprótesis

Fecha Pais # Patente Descripción de la Invención