T E S I S
QUE PARA OBTENER EL GRADO DE
MAESTRO
EN
CIENCIAS
EN
INGENIERÍA
MECÁNICA
CON
ESPECIALIDAD
EN
DISEÑO
MECÁNICO
PRESENTA:
ING. LEVID ARROCENA SALGADO
MÉXICO, D.F. Junio de 2012
ESCUELA SUPERIOR DE INGENIERÍA MECÁNICA Y ELÉCTRICA
SECCIÓN DE ESTUDIOS DE POSGRADO E INVESTIGACIÓN
A
NÁLISIS
N
UMÉRICO DEL
E
STADO DE
E
SFUERZOS
EN
C
ONDICIÓN DE
C
ARGA Y
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OTAL DE
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DIRECTOR DE TESIS DR. GUILLERMO URRIOLAGOITIA SOSA
COORDINACIÓN GENERAL DE POSGRADO E INVESTIGACIÓN
CARTA CESIÓN DE DERECHOS
En la ciudad de México, Distrito Federal, el día 17 de abril del año 2012, el que suscribe Ing. Levid Arrocena Salgado, alumno del programa de la Maestría en Ciencias en Ingeniería Mecánica opción diseño con número de registro 830810, adscrito a la sección de estudios de posgrado e investigación de la ESIME, unidad Zacatenco, manifiesta que es autor intelectual del presente trabajo bajo la dirección de los Doctores en Ingeniería Guillermo Urriolagoitia Sosa y Christopher René Torres San Miguel, y cede los derechos
del trabajo titulado “Análisis numérico del estado de esfuerzos en condición de carga y descarga de una prótesis total de cadera tipo Müller” al Instituto Politécnico Nacional para
su difusión con fines académicos y de investigación.
Los usuarios de la información no deben de reproducir el contenido textual, gráficas o datos del trabajo sin el permiso expreso del autor y/o directores del trabajo. Este puede ser obtenido a la siguiente dirección: [email protected]
Si el permiso se otorga, el usuario deberá dar el agradecimiento correspondiente y citar la fuente del mismo.
________________________________________
Nombre y firma
RESUMEN
El presente trabajo expone el análisis numérico del estado de esfuerzos en condición de carga y descarga de una prótesis total de cadera tipo Müller® vástago recto cementado (Protasul®-S30/UHMWPE), mediante el desarrollo metodológico y aplicación de un protocolo que permite evaluar numéricamente, los componentes femoral y acetabular por separado y en forma integral aplicando la condición de carga y descarga al modelo desarrollado para esta prótesis; comparando los resultados mediante cálculo analítico.
Para lo anterior, se ha recurrido al Método del Elemento Finito (MEF) como herramienta de solución numérica, aplicando previamente, el Sistema de Diseño asistido por computadora CAD (Computer-Aided Design) para el bosquejo y definición de la geometría del modelo y posteriormente, el paquete computacional ANSYS© ver. 11 para desarrollar el análisis numérico.
Para el componente femoral, se plantean tres casos de estudio, los cuales tienen como variante únicamente lo concerniente a las condiciones de frontera; esto permite simular tres consecuencias quirúrgicas de la artroplastia total de cadera. Una cuando el vástago recto cementado del componente femoral de la P.T.C. tipo Müller® ha sido fijado
satisfactoriamente con el hueso durante la intervención quirúrgica, otra cuando durante la cirugía no se logró que existiera un contacto satisfactorio entre el collar del componente femoral de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado y el calcary finalmente el tercer
caso, cuando después de la cirugía ha transcurrido algún tiempo y se presenta aflojamiento en el tercio proximal del vástago recto cementado del componente femoral de la P.T.C. tipo Müller® .
satisfactoriamente con el acetábulo durante la intervención quirúrgica y otra cuando después de la cirugía ha transcurrido algún tiempo y se presenta aflojamiento parcial del componente acetabular de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado, que además
inicialmente se considera fijado con tornillos al acetábulo.
El análisis numérico integral de la prótesis, se realizó uniendo el componente femoral y el
acetabular, mediante la técnica de “par de contacto”. Técnica que se utilizó finalmente, para
realizar el análisis numérico del estado de esfuerzos en condición de carga (Rv = 2159.4 N) y descarga (Rv = 0 N) de la prótesis total de cadera tipo Müller® vástago recto cementado, obteniendo un esfuerzo de Von Mises para el componente acetabular de 0.108E-6 MPa en
condición de carga y de 0.1815 MPa en condición de descarga. Para el componente femoral el esfuerzo de Von Mises resultó ser de 820.454 MPa en condición de carga y de 0.816749
MPa en condición de descarga. La presión de contacto máxima entre la cabeza del componente femoral y el componente acetabular, en condición de carga reportó un valor de 13.722 MPa y de 0.162369 MPa en condición de descarga. Estos valores de esfuerzo de
Von Mises y de presión de contacto máxima están en rango aceptable tanto para el
Abstract
This thesis presents the numerical analysis of stress state on condition of loading and
unloading of a total hip prosthesis type cemented straight stem Müller® (Protasul®-S30/UHMWPE) through methodological development and implementation of a
protocol for numerical evaluation, femoral and acetabular components for separately and comprehensively applying the condition of loading and unloading the model developed for this prosthesis, comparing the results with analytical calculation.
For this, it has resorted to Finite Element Method (FEM) as a tool for numerical solution, using previously, the System Computer Aided Design CAD to outline and define the model geometry and then the software package ANSYS© ver. 11 to develop numerical analysis.
For the femoral component, there are three case studies, which have as a variant only with regard to boundary conditions, so it can simulate three surgical consequences of total hip arthroplasty. A straight stem as the cemented femoral component of the PTC Müller® type has been successfully established with the bone during surgery, another time during the surgery that there was not achieved satisfactory contact between the collar of the femoral component of the PTC Müller® type cemented straight stem and calcar and finally the third case, when after surgery has been some time and occurs in the proximal loosening of cemented straight stem femoral component of the PTC Müller® type.
Numerical analysis integral of the prosthesis was made by attaching the femoral component and the acetabular using the technique of "contact pair". Finally technique used to perform the numerical analysis of stress state on condition of loading (Rv = 2159.4 N) and unloading (Rv = 0 N) of the total hip prosthesis type cemented straight stem Müller®, obtaining a Von Mises stress to the acetabular component of 0.108E-6 MPa in load
condition and 0.1815 MPa in discharge condition. To the femoral component of the Von
Mises stress was found to be 820.454 MPa in load condition and 0.816749 MPa in
discharge condition. Maximum contact pressure between the head of the femoral component and the acetabular component in a load condition reported value of 13.722 MPa and 0.162369 MPa in discharge condition. These values of Von Mises stress and maximum
Con fe y esperanza se construye el futuro, Con esperanza en conseguir lo que uno quiere,
Con fe ciega en uno mismo para lograrlo, Pues todo lo que vivamente imaginamos,
Ardientemente deseamos, Sinceramente creemos
Y entusiastamente emprendemos... Inevitablemente sucederá.
A mis Papás Dr. Miguel Arrocena Cruz
Sra. María Matilde Salgado Martínez (†)
A mi Esposa Sra. Miriam Salgado Sevilla
AGRADECIMIENTOS
A la Escuela Superior de Ingeniería Mecánica y Eléctrica del Instituto Politécnico Nacional
A la Sección de Estudios de Posgrado e Investigación
A la Especialidad de Ingeniería Biomecánica
A mis maestros y Directores de Tesis Dr. Guillermo M. Urriolagoitia Calderón Dr. Guillermo Urriolagoitia Sosa
Sip 14 I
Carta Cesión Derechos II
Resumen III
Abstract V
Dedicatorias VII
Agradecimientos X
Contenido XI
Índice General XII
Índice de Figuras XVI
Índice de Tablas XXIII
Glosario XXV
Objetivo General XXIX
Objetivos Específicos XXIX
Justificación XXX
Índice General
Capítulo I Estado del Arte
I.1. Introducción 2
I.2. Antecedentes sobre la artroplastia total de la cadera 3
I.2.1. Breve historia de la sustitución de cadera 5
I.2.2. Sustitución total de cadera 7
I.3. Planteamiento del problema 12
I.4. Sumario 25
I.5. Referencias 31
Capítulo II Anatomía, Fisiología y Biomecánica de la Articulación Coxofemoral
II.1. Introducción 36
II.2. Articulaciones y Movimientos 37
II.2.1. Articulaciones Móviles o Diartrósis 37
II.2.2. Cartílago Articular 38
II.2.3. Movimientos de las articulaciones 39
II.3. Anatomía y Fisiología de la Articulación Coxofemoral 42
II.3.1. Generalidades 42
II.3.2. Miembro inferior o pelviano 43
II.3.3. Articulación coxofemoral 51
II. 4. Biomecánica 54
II.4.1. Locomoción del miembro inferior 54
II.4.2. Biomecánica de la articulación coxofemoral 58
II.5. Sistemas de sustitución total de cadera 63
II.5.1. Componentes femorales 64
II.5.2. Componente femoral de Charnley 65
II.5.3. Componente femoral de Müller. 66
II.5.4. Copas acetabulares 68
II.5.5. Copa acetabular tipo Charnley 70
II.7. Sumario 77
II.8. Referencias 78
Capítulo III “Análisis Numérico del Estado de Esfuerzos del Componente
Femoral de la Prótesis Total de Cadera Tipo Müller®
Vástago Recto Cementado”
III.1. Introducción 82
III.2. Cálculo de la carga en la cabeza del componente femoral 82
III.3. Cálculo analítico 88
III.4. Análisis numérico del estado de esfuerzos del componente femoral de la prótesis total de cadera tipo Müller® vástago recto cementado
93
III.5. Caso No.1: Cuando el vástago recto cementado del componente femoral de la P.T.C. tipo Müller® ha sido fijado satisfactoriamente con el hueso durante la
intervención quirúrgica
96
III.5.1. Geometría del modelo 96
III.5.2. Propiedades mecánicas del modelo 97
III.5.3. Tipo de elemento finito y generación de malla del modelo 98 III.5.4. Condiciones de frontera y aplicación de cargas al modelo 100
III.5.5. Solución del modelo 101
III.5.6. Resultados del caso 1 102
III.6. Caso No.2: Cuando durante la cirugía no se logró que existiera un contacto satisfactorio entre el collar del componente femoral de la P.T.C.
tipo Müller® vástago recto cementado y el calcar
104
III.6.1. Geometría del modelo 104
III.6.2. Propiedades mecánicas del modelo 104
III.6.3. Tipo de elemento finito y generación de malla del modelo 104 III.6.4. Condiciones de frontera y aplicación de cargas al modelo 105
III.6.5. Solución del modelo 106
III.6.6. Resultados del caso 2 106
III.7. Caso No.3: Cuando después de la cirugía ha transcurrido algún tiempo y se presenta aflojamiento en el tercio proximal del vástago recto cementado del componente femoral de la P.T.C. tipo Müller®
III.7.1. Geometría del modelo 108
III.7.2. Propiedades mecánicas del modelo 108
III.7.3. Tipo de elemento finito y generación de malla del modelo 108 III.7.4. Condiciones de frontera y aplicación de cargas al modelo 109
III.7.5. Solución del modelo 110
III.7.6. Resultados del caso 3 110
III.8. Sumario 112
III.9. Referencias 113
Capítulo IV “Análisis Numérico del Estado de Esfuerzos del Componente
Acetabular de la Prótesis Total de Cadera Tipo Müller ®
Vástago Recto Cementado”
IV.1. Introducción 115
IV.2. Cálculo de la carga en el componente acetabular 115
IV.3. Cálculo analítico 116
IV.4. Análisis numérico del estado de esfuerzos del componente acetabular de la prótesis total de cadera tipo Müller® vástago recto cementado
119
IV.5. Caso No.4: Cuando el componente acetabular de la P.T.C. tipo Müller®
vástago recto cementado ha sido fijado satisfactoriamente con el
acetábulo durante la intervención quirúrgica
120
IV.5.1. Geometría del modelo 120
IV.5.2. Propiedades mecánicas del modelo 122
IV.5.3. Tipo de elemento finito y generación de malla del modelo 122 IV.5.4. Condiciones de frontera y aplicación de cargas al modelo 124
IV.5.5.- Solución del modelo 125
IV.5.6. Resultados del caso 4 125
IV.6. Caso No.5: Cuandodespués de la cirugía ha transcurrido algún tiempo y se presenta aflojamiento parcial del componente acetabular de la P.T.C. tipo
Müller® vástago recto cementado, que además inicialmente se considera
fijado con tornillos al acetábulo.
127
IV.6.1. Geometría del modelo 127
IV.6.3. Tipo de elemento finito y generación de malla del modelo 128 IV.6.4. Condiciones de frontera y aplicación de cargas al modelo 128
IV.6.5. Solución del modelo 129
IV.6.6. Resultados del caso 5 129
IV.7. Sumario 131
IV.8. Referencias 132
Capítulo V “Análisis Numérico del Estado de Esfuerzos de la Prótesis Total
de Cadera Tipo Müller®Vástago Recto Cementado”
V.1. Introducción 134
V.2. Cálculo de la carga que actúa en la P.T.C. Tipo Müller® Vástago Recto
Cementado, aplicada en el análisis numérico
134
V.3. Caso No. 6: Análisis numérico del estado de esfuerzos de la prótesis total de cadera tipo Müller® vástago recto cementado
135
V.3.1. Geometría del modelo 136
V.3.2. Tipo de elemento finito 137
V.3.3. Propiedades mecánicas del modelo 137
V.3.4. Generación de la malla del 1er. Componente (acetabular) del modelo 138 V.3.5. Generación de la malla del 2o. Componente (femoral) del modelo 138 V.3.6. Unión de los materiales que componen la Prótesis Total de Cadera tipo
Müller® Vástago Recto Cementado (Elaboración del par de contacto)
138
V.3.7. Condiciones de frontera del par de contacto 142
V.3.8. Aplicación de cargas al par de contacto 142
V.3.9. Solución del modelo 144
V.3.10. Resultados del caso 6 144
V.4. Sumario 147
V.5. Referencias 148
Resultados 150
Caso No. 7: Análisis numérico del estado de esfuerzos en condición de carga y descarga de una prótesis total de cadera tipoMüller®
vástago recto cementado
151
Índice de Figuras
Capítulo I
Figura I.1. Prótesis total de cadera 2
Figura I.2. Prótesis Moore-Bohlman (arriba) y modelos primitivos de Moore (abajo) 5
Figura I.3. Prótesis de Charnley 8
Figura I.4. Prótesis de McKee-Farrar 9
Figura I.5. Prótesis de Ring 10
Figura I.6. Áreas que se deben verificar en las radiografías anteriores y actuales 14 Figura I.7. Alteraciones radiográficas sugestivas de aflojamiento o fractura del tallo 15
Figura I.8. Aflojamiento de la copa 16
Figura I.9. Evolución de aflojamiento y deformación del vástago 17
Figura I.10. Fractura incompleta del vástago, tercio medio 18
Figura I.11. Fractura del vástago por fatiga, tercio proximal 19 Figura I.12. Fractura del vástago por fatiga, tercio distal. 20 Figura I.13. El desgaste de las partículas de polietileno
produce osteolisis y aflojamiento
22
Capítulo II
Figura II.1. Planimetría 36
Figura II.2. Corte transversal de la articulación coxofemoral 39 Figura II.3. Cadera o cinturón pelviano de hombre vista de frente 46 Figura II.4. Fémur izquierdo, extremo superior. A.-Vista anterior, B.- Vista interna. 47
Figura II.5. Eje de rotación longitudinal del fémur 48
Figura II.6. A.- Ángulo promedio de torsión del fémur derecho,
B.- Anteversión, C.- Retroversión 48
Figura II.7. Esquema para demostrar la arquitectura del extremo superior del fémur (según Meyer)
49
Figura II.8. Grúa de Culmann. Construcción de las líneas de fuerza de tensión y compresión.
50
Figura II.9. Cabeza del fémur 52
Figura II.11. Articulación coxofemoral, parte anterior 53
Figura II.12. Corte frontal de la articulación coxofemoral 54
Figura II.13. Análisis de las fuerzas que inciden sobre el cuello femoral 60
Figura II.14. Fuerza máxima del cuello femoral 60
Figura II.15. Disipación de energía al caer sobre la cadera 61
Figura II.16. Fuerzas que actúan sobre la cabeza femoral en el plano frontal, posición monopodálica
62
Figura II.17. Fuerza sobre una prótesis femoral de cabeza y cuello durante la marcha
63
Figura II.18. Características dimensionales del componente femoral 64 Figura II.19. Componentes femorales de Charnley. A.- Estándar.
B.- De tallo más recto. C y D.- Diseño cobra. E y F.- De tallos pequeños y cuellos cortos.
65
Figura II.20. Diseño de diversos componentes femorales 67
Figura II.21. Arcos de movimiento de cabezas y copas 68
Figura II.22. Copas de Chranley, vistas frontales y cortes transversales 69
Figura II.23. Copas de Charnley con pestañas extendidas 70
Figura II.24. Copa acetabular tipo Charnley 71
Figura II.25. Brazos de palanca que actúan sobre la articulación de la cadera 72 Figura II.26. Brazos de palanca del momento de incurvación X-Y 73
Figura II.27. Esfuerzos de flexión en el fémur 74
Figura II.28. Esfuerzo de tensión, fractura por flexión 75
Figura II.29. Los músculos que cruzan articulaciones, reducen los esfuerzos de flexión
75
Figura II.30. Estructura del hueso, minimiza los esfuerzos de flexión 76 Figura II.31. Área de esfuerzo de tensión máximo en un vástago cementado 76 Figura II.32. Área de esfuerzo de tensión máximo en un vástago no cementado 77
Capítulo III
Figura III.1. Plantilla usada para definir en cada caso particular el tamaño de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado a implantarse
Figura III.2. Aplicación de plantilla a trazos de origen radiográfico para definir el tamaño de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado
a implantarse
83
Figura III.3. Componente femoral de la P.T.C. tipo Müller® vástago
recto cementado que se analizará numéricamente
84
Figura III.4. Trazo de parámetros para definir las fuerzas que actúan sobre la cabeza femoral en el plano frontal, posición monopodálica
86
Figura III.5. Articulación coxofemoral, palanca de primer género 86 Figura III.6. Fuerzas que actúan en el componente femoral de la P.T.C.
tipo Müller® vástago recto cementado
89
Figura III.7. Simulación del componente femoral de la P.T.C. tipo Müller®
vástago recto cementado, como viga cantiliver con secciones transversales variables, usando el método de área de momentos
91
Figura III.8. ANSYS© ver.11 94
Figura III.9. Paquetería ANSYS© ver.11 94
Caso No.1:
Figura III.10. Geometría base del componente femoral de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado
96
Figura III.11. Áreas del componente femoral de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado
97
Figura III.12. Elemento finito PLANE183, caras del cuadrado y nodos 98 Figura III.13. Preparación de las áreas para el desarrollo de la malla controlada 99
Figura III.14. Malla controlada del modelo 100
Figura III.15. Condiciones de frontera del modelo 101
Figura III.16. Modelo solucionado 102
Figura III.17. Desplazamiento del modelo correspondiente al componente femoral
103
Figura III.18. Esfuerzo de Von Mises del modelo correspondiente
al componente femoral
Caso No.2:
Figura III.19. Condiciones de frontera del modelo 105
Figura III.20. Modelo solucionado 106
Figura III.21. Desplazamiento del modelo correspondiente al componente femoral 107 Figura III.22. Esfuerzo de Von Mises del modelo correspondiente al componente
femoral
108
Caso No.3:
Figura III.23. Condiciones de frontera del modelo 109
Figura III.24. Modelo solucionado 110
Figura III.25. Desplazamiento del modelo correspondiente al componente femoral 111 Figura III.26. Esfuerzo de Von Mises del modelo correspondiente al componente
femoral
112
Capítulo IV
Figura IV.1. Componente acetabular de la P.T.C. tipo Müller® vástago
recto cementado que se analizará numéricamente
115
Figura IV.2. Carga que soportará el componente acetabular de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado
116
Figura IV.3. Conversión de la carga puntual (Rvy) en presión máxima (P) y su distribución en la superficie interior del componente acetabular
120
Caso No.4:
Figura IV.4. Geometría base del componente acetabular de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado
121
Figura IV.5. Áreas del componente acetabular de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado
121
Figura IV.6. Preparación de las áreas para el desarrollo de la malla controlada 123
Figura IV.7. Malla controlada del modelo 123
Figura IV.8. Condiciones de frontera del modelo 124
Figura IV.10. Desplazamiento del modelo correspondiente al componente acetabular
126
Figura IV.11. Desplazamiento del modelo correspondiente al componente acetabular
126
Figura IV.12. Esfuerzo de Von Mises del modelo correspondiente
al componente acetabular
127
Caso No.5:
Figura IV.13. Condiciones de frontera del modelo 128
Figura IV.14. Modelo solucionado 129
Figura IV.15. Desplazamiento del modelo correspondiente al componente acetabular
130
Figura IV.16. Desplazamiento del modelo correspondiente al componente acetabular
130
Figura IV.17. Esfuerzo de Von Mises del modelo correspondiente
al componente acetabular
131
Capítulo V
Figura V.1. P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado
que se analizará numéricamente
134
Figura V.2. Carga que actúa en la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado 135
Figura V.3. Geometría base de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado 136
Figura V.4. Áreas de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado 137
Figura V.5. Malla del Componente acetabular de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado
139
Figura V.6.- Malla del Componente femoral de la P.T.C. tipo Müller® vástago
recto cementado integrado con el componente acetabular
139
Figura V.7. Target Surface (superficie de destino, color verde) 141
FiguraV.8. Contact Surface (superficie de origen, color verde) 141
FiguraV.9. Par de contacto Target Surface y Contact Surface 142
Figura V.11. Fuerzas que actúan en el par de contacto 143
Figura V.12. Modelo solucionado 144
Figura V.13. Desplazamiento del componente femoral sobre el componente acetabular
145
Figura V.14. Acercamiento del desplazamiento del componente femoral sobre el componente acetabular
145
Figura V.15. Acercamiento del vector de desplazamiento del componente femoral sobre el componente acetabular
146
Figura V.16. Esfuerzo de Von Mises en los componentes femoral y acetabular
de la P.T.C. tipo Müller® vástago recto cementado
147
Resultados y conclusiones
Figura VI.1. Desplazamiento del componente femoral sobre el componente acetabular y del componente acetabular (Carga: Step=1)
153
Figura VI.2. Desplazamiento del componente femoral sobre el componente acetabular y del componente acetabular (Descarga: Step=2)
153
Figura VI.3. Desplazamiento del componente femoral sobre el componente acetabular y del componente acetabular (Carga: Step=9)
154
Figura VI.4. Desplazamiento del componente femoral sobre el componente acetabular y del componente acetabular (Descarga: Step=10)
154
Figura VI.5. Esfuerzo de Von Mises en los componentes femoral
y acetabular (Carga: Step=1)
155
Figura VI.6. Esfuerzo de Von Mises en los componentes femoral
y acetabular (Descarga: Step=2)
155
Figura VI.7. Esfuerzo de Von Mises en los componentes femoral
y acetabular (Carga: Step=9)
156
Figura VI.8. Esfuerzo de Von Mises en los componentes femoral
y acetabular (Descarga: Step=10)
156
Figura VI.9. Presión de Contacto máxima entre la cabeza del componente femoral y el componente acetabular (Carga: Step=1)
Figura VI.10. Presión de Contacto máxima entre la cabeza del componente femoral y el componente acetabular (Descarga: Step=2)
157
Figura VI.11. Presión de Contacto máxima entre la cabeza del componente femoral y el componente acetabular (Carga: Step=9)
158
Figura VI.12. Presión de Contacto máxima entre la cabeza del componente femoral y el componente acetabular (Descarga: Step=10)
Índice de Tablas
Capítulo I
Tabla I.1. Antecedentes sobre la artroplastia total de la cadera 26
Tabla I.2. Breve historia de la sustitución de cadera 27
Tabla I.3. Sustitución total de cadera 28
Capítulo II
Tabla II.1. Magnitudes medias de los movimientos de la cadera (Prueba de Barlow) 41 Tabla II.2. Indica, con relación a la talla, la longitud de los huesos largos
de los miembros en Hombres
44
Tabla II.3. Indica, con relación a la talla, la longitud de los huesos largos de los miembros en Mujeres
45
Capítulo III
Tabla III.1 Propiedades mecánicas mínimas de Protasul®-S30 de acuerdo a ISO 5832-9 y ASTM F1586
88
Tabla III.2 Composición química de Protasul®-S30 de acuerdo a ISO 5832-9 89
Capítulo IV
Tabla IV.1 Propiedades mecánicas del polietileno de ultra alto peso molecular (UHMWPE) en función de la dosis de irradiación
117
Conclusiones
Tabla C.1. Análisis numérico del estado de esfuerzos del componente femoral
de la prótesis total de cadera tipoMüller® vástago recto cementado,
casos 1, 2 y 3.
161
Tabla C.2. Análisis numérico del estado de esfuerzos del componente acetabular
de la prótesis total de cadera tipoMüller® vástago recto cementado,
casos 5 y 6.
Tabla C.3. Análisis numérico del estado de esfuerzos de la prótesis total de cadera tipoMüller® vástago recto cementado, caso 6.
163
Tabla C.4. Análisis numérico del estado de esfuerzos en condición de carga
y descarga de una prótesis total de cadera tipoMüller®
vástago recto cementado, caso 7.
Glosario
Abducción Movimiento que separa un miembro del plano medio del
cuerpo.
Aducción Movimiento que acerca un miembro al plano medio del cuerpo.
Anatomía Estudio de la estructura de los seres orgánicos mediante la
disección, para examinar la forma y disposición de los órganos.
Aponeurosis Membrana conjuntiva que recubre los músculos y cuyas
prolongaciones o tendones fijan los músculos a los huesos.
Articulación Unión no rígida entre dos o más huesos del esqueleto.
Artrodesis Intervención quirúrgica consistente en bloquear definitivamente
una articulación enferma.
Artroplastia Operación de una articulación con objeto de devolver su
motilidad y su función.
Artrosis Afección crónica degenerativa de las articulaciones
Biocompatibilidad Convivencia pacífica entre un material externo y un sistema
vivo, sin reacción alérgica.
Cartílago Tejido animal elástico, flexible, blanco o grisáceo, adherido a
Coaptación Acción de colocar en sus relaciones naturales los fragmentos de un hueso fracturado o bien acción de restituir en su sitio un hueso dislocado.
Cruento Sangriento.
Displasia Trastorno del desarrollo de los tejidos que ocasiona
malformaciones.
Distal Lejano, alejado de cualquier punto de referencia.
Enfermedad articular degenerativa
Es causada por el “desgaste y rotura” en una articulación.
Epífisis Extremo de un hueso largo unido al cuerpo o diáfisis del mismo
a través de la metáfisis.
Fascia Capa o tejido que cubre a los músculos.
Fisiología Ciencia que trata de las funciones orgánicas por medio de las
cuales se manifiesta la vida y que aseguran el mantenimiento de la vida individual.
Fluido sinovial Fluido lubricante secretado por la membrana sinovial de una
articulación.
Hialino Transparente.
Inserción Lugar en que se fija un músculo a un hueso que se mueve.
Intertrocantéreo Localización entre los trocánteres mayor y menor.
Ligamento Banda o placa de tejido firme compacto fibroso que sirve para
unir dos huesos.
Medio Ubicado entre distal y proximal.
Osteoartrosis Trastorno articular.
Osteointegración Establecimiento de continuidad fisicoquímica entre el implante
y la matriz ósea.
Osteolisis Absorción o destrucción del hueso. Disolución de los
componentes minerales del hueso.
Osteopatía Nombre genérico de las enfermedades de los huesos.
Osteoplastia Reconstrucción de un hueso con la ayuda de fragmentos óseos.
Osteoporosis Enfermedad de los huesos caracterizada por disminución
anormal de su densidad y por lo tanto pérdida de resistencia.
Osteosíntesis Intervención quirúrgica que tiene por finalidad la fijación
mecánica de los fragmentos óseos de una fractura por medio de una pieza metálica.
Patología Ciencia de las causas, síntomas y evolución de las enfermedades.
Plastia Intervención quirúrgica que modifica las formas o las relaciones
de los órganos.
Proximal Cercano, cerca de cualquier punto de referencia.
Tendón Cordón fibroso de tejido conectivo, en el cual terminan las
fibras y mediante él se conectan el músculo y el hueso.
Valgo Desviación hacia afuera (apertura mayor que la promedio).
OBJETIVO GENERAL
Desarrollar e implementar un proceso metodológico que permita evaluar mediante la técnica de análisis numérico, el estado de esfuerzos en condición de carga y descarga de una prótesis total de cadera tipo Müller® vástago recto cementado, utilizando el paquete
computacional ANSYS© ver. 11.
OBJETIVOS ESPECÍFICOS
Identificar la evolución histórica de la sustitución total de la cadera mediante artroplastia.
Describir la anatomía, fisiología y biomecánica de la articulación coxofemoral, para conocer su ubicación anatómica, sus funciones y el tipo de cargas a que está sujeta dicha articulación.
Desarrollar el proceso metodológico para efectuar el análisis numérico del estado de esfuerzos de los dos componentes, femoral y acetabular, que constituyen la prótesis total de cadera tipo Müller® vástago recto cementado.
Aplicar el proceso metodológico al análisis numérico de la prótesis total de cadera tipo Müller® vástago recto cementado, para determinar el estado de esfuerzos en
JUSTIFICACIÓN
Considerando el ascendente número de prótesis de cadera implantadas cada año en el mundo, particularmente en México, alrededor de 20 000 por año y el creciente número de diseños introducidos al mercado, es necesario realizar estudios evaluativos, donde se determinen los diseños actuales y se puedan hacer predicciones acerca de su comportamiento fisiológico y probabilidad de éxito clínico. Para tal fin, se emplean un sinfín de nuevas técnicas y programas computacionales, los cuales son utilizados para realizar análisis más simples y precisos que reduzcan la complejidad de los procesos y por consiguiente la reducción de los costos.
Desarrollar el análisis numérico del estado de esfuerzos en condición de carga y descarga de una prótesis total de cadera tipo Müller® vástago recto cementado, permitirá evaluar el
HIPÓTESIS
El análisis numérico del estado de esfuerzos en condición de carga y descarga de la prótesis total de cadera tipo Müller® vástago recto cementado, permitirá validarla, conocer su
Este capítulo contiene información de la evolución histórica del estado del arte en la sustitución total
de la cadera mediante artroplastia, que ligada a
nuevas técnicas quirúrgicas, diseño de prótesis e
investigación y prueba de nuevos materiales,
propician que esfuerzos de cirujanos, ingenieros y
expertos en materiales, LLeven adelante la
reingeniería de prótesis Y SU metodología de
evaluación.
Estado del arte
I.1.- Introducción
En general una prótesis es un dispositivo que se implanta en un organismo vivo para realizar una función determinada y que por lo regular permite movilidad o recobrar la función que se deterioró [I.1].
En este sentido la prótesis de cadera comprende a la articulación coxofemoral, llamada también articulación de la cadera, establece la unión entre el miembro inferior propiamente dicho y la cintura pelviana. En específico entre el fémur y el hueso coxal, mediante la cavidad cotiloidea llamada también cótilo o acetábulo [I.2]. La prótesis total de cadera se encuentra integrada por (Figura I.1):
Figura I.1.- Prótesis total de cadera
2) Componente acetabular.- Este componente tiene dos vertientes; la primera, que conste de un solo elemento, copa acetabular de polietileno de ultra alto peso molecular (1000000 g/mol) UHMWPE (en inglés: Ultra-high molecular weight polyethylene) y esterilizados por radiación Gamma con 25-27 kGy. El segundo, que está conformado por dos dispositivos; cótilo y acetábulo. El cótilo se encuentra fijo a la cadera en la cúpula acetabular, por medio de osteointegración y es fabricado de aleación de Cromo. Para la superficie de contacto se utiliza un acetábulo fabricado de polietileno de ultra alto peso molecular UHMWPE.
La artroplastia total de cadera es una intervención quirúrgica dirigida al remplazo de la articulación de la cadera y tiene como objetivos aliviar el dolor, devolver la función de motilidad al paciente y crear una articulación mecánicamente estable. En esta operación se sustituyen ambas partes, el componente femoral y componente acetabular. Para la hemiartroplastia de cadera, sólo se sustituye una de las partes dañadas y por lo regular la zona dañada es reconstruida quirúrgicamente, generalmente la cavidad cotiloidea, colocándose únicamente la parte femoral o viceversa [I.3].
Por otra parte, teniendo en consideración el ascendente número de prótesis de cadera implantadas cada año en el mundo. Particularmente en México, alrededor de 20 000 por año y el creciente número de diseños introducidos al mercado. Es necesario realizar estudios evaluativos, donde se determinen los diseños actuales y se puedan hacer predicciones acerca de su comportamiento fisiológico y probabilidad de éxito clínico. Para tal fin, se emplean un sinfín de nuevas técnicas y programas computacionales. Los cuales son utilizados para realizar análisis más simples y precisos, así como se reduzca la complejidad de los procesos y se puedan reducir los costos.
I.2.- Antecedentes sobre la artroplastia total de la cadera
osteotomía de la articulación anquilosada, se atribuye a un conocido cirujano general de inclinaciones ortopédicas, el cual era Carnochan [I.4]. En 1840, Carnochan introdujo un
bloque de madera entre las superficies cruentas de hueso tras la resección del cuello del maxilar en una articulación temporomaxilar (temporomandibular) anquilosada. Para 1860 en Francia, Verneuil [I.5] marcó rumbos en el empleo de partes blandas como material
interponente: primero músculo y después grasa y aponeurosis. Mientras que en 1885, Ollier
se interesó en partes blandas como material interponente [I.6].
Para inicios del siglo XX, Murphy utilizó colgajos musculares, aponeurosis cubierta de
grasa y aponeurosis sola, como material interponente [I.7]. Sus publicaciones suscitaron renovado interés en la artroplastia fascial de la cadera por parte de Lexer en 1908 [I.8] y
Payr en 1910 [I.9]. Si bien es cierto que en 1955, Kalle Kalio anunció haber usado piel total
como material interponente en artroplastias [I.10], ya en 1913 Loewe había comunicado el
empleo de piel con el mismo fin [I.11].
El gran adelanto en artroplastias de la cadera se registró en 1923 cuando Smith-Petersen
cubrió por primera vez con una copa de vidrio la cabeza del fémur remodelada [I.12]. Las copas eran de vidrio común, pero se comprobó que eran inadecuadas porque se rompían. A continuación se empleó un material viscaloide que consistía en una especie de celuloide, pero producía excesiva reacción por cuerpo extraño [I.3]. En 1933 se ensayó el vidrio pírex, después la baquelita en 1937 y por último el vitalio en 1938 [I.3].
Los investigadores más conocidos por su labor con artroplastia de cadera en el período 1910-1930, cuyos escritos y experiencias contribuyeron mucho al desarrollo final de técnicas satisfactorias, fueron Baer en 1918, que empleó submucosa cromada de vejiga de
cerdo como material interponente, comúnmente denominada membrana de Baer [I.13]. Así
como, Putti en 1921 [I.14], Campbell en 1926 [I.15] y MacAusland en 1929 [I.16]. Todos
Cabe mencionar otros dos procedimientos que se designan como atroplastias, uno desarrollado por Colonna [I.17] y otro por J. R. Moore [I.18]. Sin embargo, ninguno de los
dos está destinado a crear movimiento en una articulación anquilosada en todo o en parte. En 1936 Colonna describió un procedimiento para la luxación congénita inestable de
cadera, que consistía en profundizar el acetábulo, cubrir la cabeza con la cápsula y después colocar a la cabeza dentro del acetábulo. Esto se mencionó como artroplastia de Colonna
para luxación congénita. En 1948, J. R. Moore describió lo que denominó artroplastia de
copa cartilaginosa para la fractura no unida del cuello del fémur.
Para 1957, a dos años de la muerte de Smith-Petersen, su asistente Aufranc informó que se
había obtenido el 82% de resultados satisfactorios sobre mil caderas operadas en el
Hospital General de Massachusetts con la técnica de la copa de vitalio de Smith-Petersen
[I.19].
I.2.1.- Breve historia de la sustitución de cadera
En 1940 Bohlman y A. T. Moore introdujeron una prótesis de acero inoxidable para
sustituir todo el tercio superior de la diáfisis del fémur, inclusive la cabeza y el cuello (Figura I.2) [I.20].
Anunciada en 1943, esta operación se hizo en un paciente de Moore que tenía un gran
tumor maligno de células gigantes. Tras la resección, se unió con la diáfisis del fémur remanente la prótesis de 30 cm que había diseñado Bohlman. La operación fue todo un
éxito y permitió que el paciente caminara trece meses sin dolor, hasta que murió de cardiopatía. Esta era la primera vez que se realizaba un procedimiento así, y representó un acontecimiento trascendental en cirugía de la cadera.
Para 1950 los hermanos Judet comunicaron 300 casos en los que se empleara una prótesis
de tallo corto de acrílico. Lo que despertó enorme interés mundial en el problema. Los primeros casos se habían tratado tres años y medio antes de la comunicación. Después de retirar la cabeza y la porción distal del cuello, el tallo de la prótesis se introdujo en una perforación practicada en el resto del cuello, hasta la corteza externa, debajo del trocánter mayor. La prótesis original de Judet fue de metilmetioacrilato, pero después se adoptaron
nailon y otros materiales, entre ellos el vitalio [I.21]. En breve lapso se desarrollaron treinta o más tipos de prótesis de cadera, algunas de tallo corto y otras de tallo largo, para introducir en la cavidad medular del sector superior de la diáfisis femoral.
En 1951 Peterson describió una prótesis de acero inoxidable de tallo corto, que se fijaba
con una pestaña en el lado externo de la diáfisis del fémur mediante tornillos [I.22]. La prótesis de tallo largo no tardó en demostrar su superioridad y se convirtió en la prótesis de elección. Así, dos prótesis desarrolladas en Estados Unidos adquirieron popularidad, una en 1950, del neoyorquino Fred Thompson [I.23] y otra en 1952 por A. T. Moore [I.24],
presentaba fenestraciones en el tallo superior, se denominó prótesis autofijadora, porque se introducía hueso esponjoso en las fenestraciones del tallo para el hueso adherido a la cortical en ambos lados, de modo que la prótesis quedaba fija en su sitio.
En 1954 Lippmann [I.25] describió una prótesis de tallo largo para transfixión de cadera,
como, la prótesis en lámpara eléctrica desarrollada por J. E. M. Thompson, que era de tallo
corto [I.27]. Es necesario mencionar que, antes de que se emplease en Francia la prótesis de tallo corto de Judet, Delbet en 1919 había empleado una prótesis de goma reforzada [I.28].
En 1927 Hey Groves, utilizó una cabeza femoral de marfil [I.29]. Mientras Venable y
Struck, cuya labor en la década de 1930 demostró las propiedades atractivas en los tejidos
del vitalio, metal liviano de suficiente fuerza para satisfacer las exigencias de las prótesis y que se puede modelar a voluntad. No se tardó en hallarlo adecuado para clavos, copas y prótesis de todo tipo [I.30].
I.2.2.- Sustitución total de cadera
Se dice que la primera sustitución total de cadera la hizo Gluck en 1890 y que consistió en
una articulación de cabeza y cavidad de marfil, en la que se empleó un material de tipo cementante [I.31]. En 1938 Wiles describió la primera sustitución total de cadera con acero
inoxidable efectuada en el Middlesex Hospital de Londres [I.32]. Se considera que Wiles es
quien ideó la sustitución total de cadera que se hace en la actualidad. Sin embargo, de acuerdo con su informe de 1950, su sustitución nunca llegó a ser del todo satisfactoria.
McKee y Farrar [I.33] en (1966) y Charnley [I.34] en 1967, emplearon mucho y
popularizaron la sustitución total de la cadera. En esta operación se fija una porción acetabular en la pelvis y se introduce una prótesis de tallo en la diáfisis femoral. Este procedimiento comenzó a poner de manifiesto su superioridad con respecto a la sustitución parcial de la cadera.
En 1966 Ring describió un procedimiento de sustitución total de cadera en el que se usó una
prótesis de Moore para el fémur, con una copa acetabular atornillada en la pelvis [I.35].
Urist [I.36], lo mismo que Gaenslen [I.37] y McBride [I.38], desarrollaron una copa
protésica acetabular que se usó con una cabeza remodelada como en la artroplastia en copa de Smith-Petersen. Estas copas acetabulares se fijaban en su sitio con tornillos o espículas.
E. J. Haboush experimentó con la sustitución total de cadera y en 1951 implantó una
unidad de Cromo-Cobalto fijando por primera vez la cavidad con acrílico [I.3]. En 1951
McKee en Norwich, Inglaterra, implantó tres sustitutos totales de cadera de acero
inoxidable, fijando las cavidades con tornillos. Dos unidades se soltaron al término de un año y fueron fracasos. Una, sin embargo, siguió prestando utilidad tres años y condujo a una serie de modificaciones de diseño, entre ellas un cambio de material en el que se adoptó vinercia, que dio el cincuenta por ciento de resultados buenos en 40 pacientes
operados entre 1956 y 1960 [I.39] Para ser eficaces, los componentes tenían que
permanecer firmemente implantados dentro del hueso; si cualquiera de los componentes se aflojaba, el paciente experimentaba dolor, en especial al sostener peso.
En 1961, en colaboración con Farrar, se diseñó el componente de cavidad de McKee para
que se pudiese fijar con acrílico de fraguado espontáneo, y se reformó al componente femoral para permitir mayor libertad de movimientos sin que se trabase el movimiento entre el cuello y la cavidad; esto mejoró los resultados [I.3]. Previamente, en 1957 Wiltsen
había descrito su experiencia con acrílico en animales de experimentación, con miras a su posible aplicación en cirugía ortopédica.
Sir John Charnley publicó su trabajo con acrílico para estabilizar una prótesis (Figura I.3)
de cabeza femoral en 1960. La propiedad de fijar sólidamente a la prótesis resultó ser tan importante como el concepto de la sustitución total de la cadera para eliminar a la articulación artrítica [I.40].
Entre 1959 y 1963 Charnley experimentó con diversos diseños de cavidad empleando
politetrafluoroetileno, junto con un componente femoral de acero inoxidable. Clínicamente se comprobó que la cavidad se desgastaba demasiado y los restos provocaban considerable reacción textural, entre otras cosas granulomas. Entonces adoptó como material para la cavidad un polietileno de gran densidad, con peso molecular mayor de un millón (Ruhr-Chemie.), combinado con un componente femoral dotado de una bola de 22 mm.
En Stanmore, Inglaterra, J. N. Wilson y J. Scales desarrollaron otra prótesis de
Cromo-Cobalto cuya cavidad se fijaba con tres espicas divergentes. La inserción era técnicamente difícil y un considerable porcentaje se aflojaba. Se rebajó el interior de la cavidad para imitar al agujero cotiloideo normal del acetábulo, pero el desgaste y la adherencia de los componentes (efecto cono-embrague) indujo a los diseñadores a imitar más a las unidades metal-metal de McKee y Farrar [I.41] (Fig. 1.4).
Figura I.4.- Prótesis de McKee-Farrar
Ring, en Red Hill, Inglaterra, en 1964, tratando de evitar la necesidad de emplear acrílico
con el correr del tiempo, en particular del componente femoral en los enfermos con osteoporosis [I.42].
Figura I.5.- Prótesis de Ring
El componente femoral se rediseñó dando a la cabeza una posición más valgus para reducir al mínimo el riesgo de esta complicación. Sin embargo, falta demostrar que cualquier dispositivo ajustado a presión, en especial si está sometido a grandes esfuerzos, pueda permanecer bien afirmado y sin dolorosa migración o desplazamiento. El Doctor Maurice
Edmon Müller diseñó e implantó diversos sustitutos totales de cadera. El último está hecho
sobre la base del dispositivo de Charnley, pero con una cabeza femoral más grande (32
mm) de Cromo-Cobalto, que mejora la estabilidad mecánica intrínseca del dispositivo articular. Un diseño anterior consistía en tres botones almohadillados de polietileno incluidos en una cavidad de cromocobalto, pero hubo que descartarlo por diferentes razones [I.3].
Judet diseñó un sustituto total de cadera dotado de una cavidad de polietileno y de un anillo retén en torno del componente femoral de Cromo-Cobalto, implantado como una sola pieza
H. Weber desarrolló un sustituto total de la articulación de cadera con cavidad de
Cromo-Cobalto y una bola retirable de poliéster con asentamiento térmico, que rota sobre un muñón similar a la bola de la prótesis de Lippmann [I.44]. Si la bola se desgasta, Weber
propone cambiarla quirúrgicamente, dejando in situ la cavidad y la diáfisis femoral.
John Charnley se le reconoce especialmente por su precursora labor en todos los aspectos
de la artroplastia total de la cadera o de baja fricción [I.45], desde la lubricación, materiales y diseño, hasta el ambiente del quirófano. Un adelanto importante fue su adopción del cemento acrílico de fraguado en frío (polimetilmetacrilato) para fijar los componentes. Sus comunicaciones periódicas. Así como las de otros investigadores, sobre los resultados de este tipo de cirugía en grandes cantidades de pacientes han sido muy útiles, en particular en lo referente al desgaste del componente acetabular y al aflojamiento y claudicación (falla) del tallo del componente femoral. Charnley interpretó que el chirrido que se escucha a
veces en pacientes que tienen la prótesis de Judet se debe al intenso roce entre la cabeza de
acrílico y el acetábulo. A causa de esta resistencia al movimiento, se generó suficiente momento de fuerza como para que el tallo girase y se aflojase, de modo que a veces el movimiento llegó a ser más grande en torno del tallo que en la cadera. Confirmó el bajo coeficiente de fricción de las articulaciones normales que había mencionado Jones y
coincidió con Keith en que el líquido sinovial actúa como lubricante, pero que el reemplazo
articular plantea el problema de la lubricación limítrofe. Al comprobar que el coeficiente de fricción de una bola de acero contra el politetrafluoroetileno (Teflón) se aproxima al de las articulaciones normales, insertó una prótesis de Moore y revistió el acetábulo con una fina
cubierta de politetrafluoroetileno. Con posterioridad resuperficializó el acetábulo con una cubierta de plástico y la cabeza femoral con una copa metálica, pero abandonó este proceder porque ocurría necrosis avascular de la cabeza. Después cementó el tallo del componente femoral con metacrilato de metilo para que el esfuerzo se trasmitiese con uniformidad a una gran superficie de hueso en el fémur proximal. El diámetro de la cabeza del componente se redujo de los 41 mm usuales, como en la prótesis de Moore, a 22 mm,
reducir el traslado de las fuerzas de torque o estrés a las interfases entre el hueso y el cemento y entre el tallo y el cemento. Esta decisión a favor de una cabeza pequeña resulto ser acertada porque la principal complicación fue el aflojamiento del tallo y no el desgaste. A causa del desgaste excesivo, el politetrafluoroetileno fue sustituido por un polietileno de alta densidad primero y por un polietileno de peso molecular ultragrande después.
En esencia, el buen éxito de la artroplastia total de la cadera se basa en desarrollar superficies de sustentación artificiales estables con baja fricción entre componentes cementados con firmeza en el hueso, a diferencia con la artroplastia en copa o la hemiartroplastia endoprotésica, en que las superficies de sustentación entre el metal y los tejidos biológicos son inestables. Al principio el procedimiento se aceptó con cierta reticencia por las experiencias desfavorables con las cabezas femorales de acrílico (metilpolimetacrilato), con el poliuretano (Ostamer) para fijar las fracturas y con el desgaste y la reacción de los tejidos a raíz del politetrafluoroetileno, pero en la actualidad la artroplastia total de la cadera halla buena aceptación. Por lo general produce un alivio espectacular del dolor y una mejoría funcional, pero su uso eficaz depende de la cuidadosa evaluación de los pacientes y de la minuciosa atención que se preste a la técnica operatoria y a la asepsia.
I.3.- Planteamiento del problema
En general, diversas fuentes científicas que tratan la artroplastia total de la cadera [I.3, I.46, I.47, I.48, I.49] coinciden en que las cuatro causas principales de fracaso, en este tipo de procedimiento son:
Sepsis (Infección), que es multifactorial,
Luxación de la articulación (Dislocación recurrente o irreducible),
Aflojamiento de tallo (Vástago) y
Claudicación (Fractura) del mismo.
Estos dos últimos son problemas técnicos y biomecánicos interdependientes.
que en 100 sustituciones totales de cadera, únicamente tuvo un caso de infección aguda y diagnosticó sepsis latente en diez casos más durante los tres años posteriores.
Evidentemente, el manejo de la sepsis corresponde al campo médico, sin embargo a manera de acción preventiva para disminuir este riesgo de fracaso en este tipo de procedimiento quirúrgico, Sir J. Charnley propone trabajar en quirófanos (Sala de Cirugía propiamente dicho) dotados de aire acondicionado con flujo laminar vertical tipo Charnley, capuchones y camisolines con aspiradores de aire corporal, ya que en una época la tasa de infecciones posoperatorias que tenía era del 8 %, pero logró reducirlas al 1% cuando empezó a operar bajo estas condiciones ambientales; Allender y Eftekhar se suman a este criterio, con sus respectivos diseños de aire acondicionado con flujo laminar vertical. Otros han reportado que el uso de sistemas de flujo horizontal son satisfactorios [I.46, I.50].
Luxación de la articulación. En la artroplastia total de la cadera los factores que contribuyen a la inestabilidad son varios y, si bien uno o más pueden acarrear subluxación o luxación, el principal es la posición incorrecta de los componentes, en particular la retroversión del componente acetabular. Los factores de importancia son: posición incorrecta de uno o de ambos componentes, topamiento del fémur contra el hueso o el cemento, topamiento del cuello del componente femoral contra el borde de la copa, acortamiento del fémur, colocación superior de la copa, debilidad de los músculos abductores, avulsión del trocánter mayor y excesiva aducción y flexión de la cadera en el posoperatorio inmediato. La incidencia media de luxaciones, cualquiera que sea el tipo de componentes que se empleen, está en alrededor del 3%, dicha incidencia parece ser la misma, no importa que se osteotomice el trocánter o no, o bien, que se utilice una cabeza de 22 o 32 mm. Como puede observarse, el manejo de estos factores corresponde al campo médico.
particular en el fémur, y claudicación (fractura) del tallo. En estudios a largo plazo se comprobó que la incidencia de estas complicaciones es considerable. Debido a que en la actualidad se realizan artroplastias totales de la cadera en pacientes activos que son más jóvenes, estas complicaciones pueden llegar a ser más comunes. No es del todo conocido si estas perspectivas se pueden mejorar gracias a las mejores técnicas y a los tallos (vástagos) más fuertes de nuevo diseño y mejores metales.
Es necesario inspeccionar con gran cuidado las radiografías que se hacen durante las evoluciones periódicas del paciente y compararlas con las anteriores para seguir los cambios sugestivos de aflojamiento de los componentes, fractura del vástago o alteraciones en el fémur (Figuras I.6 y I.7) [I.46].
Figura I.7.- Alteraciones radiográficas sugestivas de aflojamiento o fractura del tallo.
La incidencia de aflojamientos y fracturas del vástago es influida por varios factores: actividad excesiva, exceso de peso corporal (más de 80 kg), seudoartrosis del trocánter mayor y posición varo del componente femoral.
la operación. El dolor temprano sugiere que en la operación no se fijó con firmeza uno o ambos componentes (Figura I.8).
Figura I.8.- Aflojamiento de la copa.
Aflojamiento de la copa. El aflojamiento se produce en la interfaz vástago-cemento, esto no sucede en la interfaz copa-cemento. Esto ocurría por las indentaciones o surcos que hay en la superficie de la copa y por la viscoelasticidad y propiedades amortiguadoras de golpes que posee la copa. Además, las fuerzas que actúan sobre la copa no tienen un brazo de palanca largo, como sucede en el segmento de la cabeza y cuello del componente femoral.
Aflojamiento del tallo (vástago). Es muy frecuente que ocurra aflojamiento entre el vástago y el cemento. El vástago puede salirse del cemento, dejando un área radiolúcida entre su tercio superoexterno y el cemento. Esto es signo evidente de aflojamiento, pero la desviación varo del tercio proximal también se puede deber en parte a una deformación incipiente que puede conducir a la fractura del vástago (Figura I.9).
Figura I.9.- Evolución de aflojamiento y deformación del vástago
vástagos de cromo-cobalto y algunos de acero inoxidable suelen adquirir fractura por fatiga sin haber soportado las cargas requeridas para que se deformen de manera permanente (Figura I.11].
La mayoría de la veces los vástagos se doblan y se rompen en su tercio medio (figura I.10), aunque esto a veces sucede en el tercio proximal (Figura I.11) y, con menos frecuencia en el distal (Figura I.12), según el nivel en que esté fijado con firmeza en el hueso.
Figura I.12.- Fractura del vástago por fatiga, tercio distal.
Los siguientes factores se asocian con una alta incidencia de fracturas del vástago:
Paciente corpulento y obeso; Charnley cita fractura en el 0.23 % de los pacientes que pesaban 65 kg o menos, el 6.1 % de los que pesaban más de 90 kg,
Mayor actividad física,
Posición varo del vástago,
Componente femoral de cuello largo o con mayor desviación entre la cabeza y la diáfisis; ambos factores aumentan el brazo de palanca del momento de incurvación (momento de flexión),
Fuerza de fatiga relativamente baja del metal,
Defectos metalúrgicos en el vástago,
Apoyo inadecuado de la parte proximal del vástago por el cemento o hueso,
Seudoartrosis del trocánter mayor, y
Artropatía degenerativa o hipertrófica.
Las fracturas del vástago son un factor importante en los pacientes más jóvenes y más vigorosos. Estas fracturas siempre hacen sospechar fallas de diseño o del metal. Si el vástago se ha incurvado (flexionado) en 5° o más, y por supuesto si se dobla en forma progresiva, es probable que el vástago se rompa. Si se llega a romper, puede haber un dolor muy intenso y es mucho más difícil extraerlo porque se debe retirar el extremo roto, esto hace que la revisión quirúrgica sea más difícil y el resultado menos satisfactorio.
Por último, en presencia de una fractura incompleta por fatiga, la revisión está indicada lo antes posible con la esperanza de sacar el vástago intacto antes de que termine de fracturarse.
Años más tarde se usó la prótesis de Müller, con una cabeza femoral de 32 mm de diámetro, que a decir del Dr. Lazcano, obviamente producía mayor desgaste de la copa, sinovitis y osteolisis (enfermedad de partículas que se desprenden de la copa acetabular de polietileno), con un tallo femoral en forma de quilla que fracturaba el cemento. Como este mal diseño se usó con cemento, se culpó al mismo del fracaso de esta prótesis, siendo que el mal diseño de estos implantes fueron el problema, creando gran confusión mundial. "La enfermedad del cemento", producida principalmente por el mal diseño de la prótesis y mala técnica quirúrgica (Figura I.13).
Figura I.13.- El desgaste de las partículas de polietileno
produce osteolisis y aflojamiento.
Así mismo, el artículo “Prótesis total de cadera cementada. Experiencia con cinco tipos de
prótesis totales”, publicado en la Revista Mexicana de ortopedia y Traumatología,
El aflojamiento aséptico se ha convertido en la actualidad en uno de los problemas más complejos en la artroplastia total de la cadera. En México, la gran mayoría de remplazos totales de la cadera se realizan en la práctica Institucional, pero en muchos de los casos las técnicas de cementación, no se han actualizado desde varias décadas atrás, debido a esto en la actualidad se realizan un gran número de revisiones del remplazo total de cadera cementada.
El estudio retrospectivo fue realizado durante el período comprendido de enero de 1990 a diciembre de 1995, en un total de 73 prótesis totales de la cadera, de las que fue posible estudiar 61, de éstas, 31 correspondieron al sexo masculino y 25 al femenino, en 5 pacientes se colocó prótesis bilateral. La edad máxima fue de 89 años, la mínima de 42, el promedio de 56 años.
La principal indicación fue la artrosis de la cadera en el 73 % de los casos, seguida de la necrosis avascular en el 11 % y la artritis reumática en el 10 %, entre otras.
Se colocaron 5 tipos de prótesis cementadas:
Müller clásica: 15
Weller: 11
Müller autobloqueante: 20
Osteonics: 12
Response : 3
Se presentaron 5 complicaciones transoperatorias: fisura en fémur proximal en 2 casos, fractura del trocánter mayor en 2 y un caso de perforación de la lámina cuadrilátera al realizar el fresado acetabular.
El aspecto radiográfico del componente acetabular no cambió en el 55 % de los casos, en el 41 % existió un cambio en la inclinación del componente, y el 4 % el acetábulo se protruyó. Las líneas radiolúcidas (condición de aflojamiento) en el componente acetabular se encontraron en el 49 % de los casos de 2 a 4 mm en Zonas I y II (De Lee), en el 9.4 % las líneas radiolúcidas incluían dos o tres zonas de De Lee.
En 51.8 % de los casos no se presentaron líneas radiolúcidas en el componente femoral, en el 14.7 % las líneas radiolúcidas fueron proximales y en 23.4 % fueron distales, en 11.1 % de los casos las líneas radiolúcidas estaban a lo largo de todo el manto de cemento.
En cuanto a las líneas radiolúcidas por tipo de prótesis se presentaron más frecuentemente en la Müller clásica (85 %) y en la Weller (81%).
El estudio concluye que los resultados no son satisfactorios, ya que se efectuaron revisiones a los 5 años en el 26 % de los casos, éstas se realizaron principalmente en vástagos antiguos como el Müller clásico y el Weller, que por diversos autores está probado su mal funcionamiento a largo plazo.
Lo anterior hace pensar que independientemente de la técnica de cementación, el diseño del vástago es de capital importancia para obtener un buen resultado, tal como lo menciona Kobayashi, Lazcano y Sutherland, ya que en todos los casos se usó la misma técnica de cementación y sólo se aflojaron tempranamente los vástagos de diseño antiguo.
Por todas las consideraciones anteriores, en el presente trabajo se analizará numéricamente (MEF-Método del Elemento Finito) el estado de esfuerzos en condición de carga y descarga de una prótesis total de cadera tipo Müller cementada, con la finalidad de conocer la vida útil, las deformaciones y esfuerzos que ésta presentará. Para ello, se aplicará el programa de Diseño Asistido por Computadora ANSYS® ver.11.
Componente Acetabular, que en conjunto forman dicha prótesis, se discretizan (dividen) en formas geométricas simples llamadas elementos finitos, se aplican agentes externos (cargas, deformaciones, temperatura, etc.) y se fijan las condiciones de frontera (punto, línea o plano de apoyo del continuo). Un proceso de ensamble, cuando se consideran debidamente las cargas y restricciones, da lugar a un conjunto de ecuaciones. La solución de esas ecuaciones, a través del programa de cómputo (ANSYS® ver.11) caracteriza el comportamiento aproximado del continuo. Este tipo de análisis es usado ampliamente en el diseño, optimización, estudio e investigación de sistemas cuyo nivel de complejidad es tal que resolverlos manualmente es prácticamente imposible.
La ventaja de este tipo de análisis es que en un futuro se podrá evaluar, con la misma metodología diversos tipos de prótesis totales de cadera, bajo diferentes condiciones de trabajo, por lo que se estará en posibilidad de plantear en forma interdisciplinaria la reingeniería tanto de las prótesis como de la metodología misma de evaluación, generando así un ciclo de optimización del diseño.
I.4.- Sumario
Sin duda alguna, como puede observarse en las Tablas I.1, I.2 y I.3, la evolución de la sustitución total de la cadera mediante artroplastia de la misma, históricamente ha estado ligada a nuevas técnicas quirúrgicas y al hallazgo y prueba de nuevos materiales.
