DISEÑO Y ANÁLISIS POR EL MÉTODO DE LOS ELEMENTOS FINITOS DE UN IMPLANTE INTRAMEDULAR BLOQUEADO
PARA HUESOS METACARPIANOS
G. Contrerasº, O. Falcónº, M. Martínez *, M. Cerrolazaº
º Centro de Bioingeniería, Facultad de Ingeniería, Universidad Central de Venezuela, P.O. Box 50361, Caracas 1050-A, Venezuela.
* Escuela de Ingeniería Mecánica, Facultad de Ingeniería, Universidad Central de Venezuela, P.O. Box 48222, Caracas 1050-A, Venezuela.
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RESUMEN
Se ha diseñado el prototipo de un implante intramedular bloqueado para el tratamiento de fracturas diafisiarias en el primer metacarpiano. La compleja geometría de los huesos metacarpianos conexos al sistema de fijación se obtuvo de la reconstrucción tridimensional digitalizada tomadas de la data de tomografías axiales computarizadas y de dispositivos similares desarrollados para otros huesos del cuerpo humano respectivamente. Se generaron las mallas de la estructura osteoarticular del pulgar y del acoplamiento con el dispositivo. Se analizaron los modelos ensamblados por el método de los elementos fínitos tomando en cuenta cargas referidas a las inserciones musculares. Se encontraron las zonas de mayor concentración de esfuerzos a lo largo del dispositivo y el hueso.
Palabras claves: mano, metacarpianos, dispositivos intramedulares, elementos finitos.
1. INTRODUCCIÓN
Las fracturas de los metacarpianos y las falanges son probablemente las fracturas mas comunes en el sistema esquelético. (1)
Una de las formas de restituir la estabilidad de los huesos fracturados hasta que se regenere el tejido óseo consiste en introducir un elemento rígido en el canal medular y asegurar sus extremos a cada una de las partes fracturadas, lo que se conoce como bloqueo. El enclavado intramedular posee algunas ventajas biomecánicas en comparación con otros sistemas de osteosíntesis. Una adecuada técnica de colocación consigue situar el eje neutro de la estructura hueso- clavo en el centro del propio hueso. El alineamiento axial, restaura la capacidad de carga del hueso.(3) Aunque los tratamientos existentes como placas de fijación interna o tornillos interfragmentarios también recuperan la integridad anatómica del hueso lesionado, estos requieren de una inmovilización adicional postoperatoria, ocasionando que los músculos se degraden al mantenerse retraídos lo que trae como consecuencia que el paciente deba ser sometido a tratamientos de rehabilitación costosos y por un tiempo prolongado.El clavo intramedular cumple perfectamente las dos misiones asignadas a la fijación interna:
alineamiento de los fragmentos y transmisión de las cargas.(3)
En el Centro de Bioingeniería de la Universidad Central de Venezuela, se ha diseñado el prototipo de un sistema intramedular bloqueado que permita la curación de fracturas diafisiarias del primer hueso metacarpiano, con el fin de dar una movilidad temprana postoperatoria a los pacientes que sufran de estas patologías y así acortar el tiempo de recuperación de los mismos.
Para optimizar la funcionalidad y el diseño del implante es necesario realizar el análisis numérico y los ensayos experimentales in vitro del mismo.
2. MATERIALES Y MÉTODOS
2.1. Reconstrucción 3D de los huesos metacarpianos La geometría de los huesos metacarpianos fue obtenida de 32 imágenes de 2mm. de separación a través de la data de tomografías axiales computarizadas realizadas en un tomógrafo helicoidal .Se reconstruyeron tridimensionalmente los cinco huesos metacarpianos mediante los contornos de las imágenes digitalizadas extrayendo también el canal medular de los huesos, todas las geometrías fueron modeladas en Mechanical Desktop v. 4.0 (4) y luego exportadas al Pro-Engineer v. 2000i2 (5) donde se simuló una fractura a nivel de la diáfisis del primer metacarpiano de 1 mm. de separación entre los fragmentos. Este software permitirá la generación de las mallas y el análisis matemático posteriormente.
)LJ 5HFRQVWUXFFLyQ WULGLPHQVLRQDO GH ORV FLQFR PHWDFDUSLDQRV 0HFKDQLFDO 'HVNWRS 5HOHDVH
Memorias II Congreso Latinoamericano de Ingeniería Biomédica, Habana 2001, Mayo 23 al 25, 2001, La Habana, Cuba
950-7132-57-5 (c) 2001, Sociedad Cubana de Bioingeniería, artículo 00467
Basado en estas superficies, la medida del implante fue adaptada al modelo del primer hueso metacarpiano, consiguiendo de esta forma el ensamblaje dispositivo – hueso.
)LJ 0RGHODGR GH SDUWH GH OD FROXPQD RVWHRDUWLFXODU GHO SXOJDU WUDSHFLR
PHWDFDUSLDQR IDODQJH
2.2. Generación de la malla
Los huesos y el implante fueron mallados con el generador automático Pro Mecánica 2000i2 (6). El dispositivo bloqueado fue insertado en el canal medular representado éste, por una geometría hueca. Todos los componentes del ensamblaje: huesos, clavo y bloqueos, fueron mallados con elementos tetraédricos tridimensionales isoparamétricos de cuatro nodos.
Finalmente, la malla del acople completo de las piezas, generó 3607 elementos sólidos y 1121 nodos.
)LJ 0DOODGR GHO HQVDPEODMH GLVSRVLWLYR KXHVR HQ 3UR0HFiQLFD 2.3. Propiedades de los materiales
Fueron asumidos materiales homogéneos linealmente elásticos e isotrópicos. Para el implante se asumió acero
316L con un módulo de elasticidad de 200.000 MPa y el Módulo de Young´s para los huesos (metacarpiano, trapecio y falange) fue tomado como 17200 MPa. Se asignaron radios de Poisson para el implante metálico y para el hueso de 0.3.
2.4. Cargas y condiciones de contorno
El pulgar fue estudiado como un sistema mecánico. Se simularon regiones para la localización de las fuerzas musculares de acuerdo a un análisis biomecánico existente. La magnitud y dirección de estas fuerzas fueron aplicadas con los valores de la tabla I referidas al mismo estudio biomecánico donde realizan un análisis estático de fuerzas (2). Se asumió un empotramiento en la base del trapecio.
Todos los cálculos fueron realizados en una estación de trabajo Intergraph ZX1 y el tiempo requerido para el análisis completo fue de 2 horas 20 minutos.
TABLA I
Cargas externamente aplicadas de los tendones durante el movimiento de Pinza (3) TENDÓN
Fuerza durante Tip Pinch (N)
FPL 35.2
ADD 23.6
FPB/OPP 28.6
APL 34.4
APB 13.7
LEYENDA
FPL: Flexor pollicis longus ADD: Adductor pollicis brevis FPB: Flexor pollicis brevis APL: Abductor pollicis longus OPP: Opponens pollicis APB: Abductor pollicis brevis
3. RESULTADOS
Las figuras 4 y 5 muestran las zonas de distribución de los esfuerzos de von Mises en el dispositivo. La figura 4 nos reporta los resultados a lo largo del clavo indicándonos un máximo de 171.4 MPa. y un mínimo de 0.33 MPa., también se muestra un detalle del agujero
superior del mismo que resalta el área de máxima concentración. En la Fig. 5 se observan los resultados de los esfuerzos de von Mises de los dispositivos de bloqueo superior e inferior del clavo de fijación .
)LJ 5HVXOWDGRV GH ORV HVIXHU]RV GH YRQ 0LVHV HQ HO FODYR LQWUDPHGXODU
)LJ 5HVXOWDGRV GH ORV HVIXHU]RV GH YRQ 0LVHV ORV EORTXHRV VXSHULRU H LQIHULRU GHO FODYR
4.- DISCUSIÓN Y CONCLUSIONES
Predecir el comportamiento de un implante intramedular es un parámetro importante para el diseñador de dispositivos biomédicos.
La interferencia entre hueso – clavo es el fenómeno al que se debe el tipo de fijación entre el clavo y el hueso.
Esto implica que, aunque el clavo no se adhiera uniformemente al hueso, se establece contacto en las múltiples irregularidades del hueso cuando se va introduciendo. La estabilidad del clavo depende de la suma de la fijación en múltiples puntos que interfieran con el movimiento del clavo. Cuanto mayor sea este ajuste, mayor será la rigidez.(3)
En la figura 4, se observan los resultados 3-D de las áreas de mayor concentracion de esfuerzos para el clavo intramedular, la cual se evidencia en la interfase con los pernos bloqueadores, a lo largo del clavo en la zona de discontinuidad, siendo ésta la porción de clavo no soportada por el hueso entre los fragmentos óseos y por supuesto en las áreas de contacto entre el clavo y el hueso. Esto es indicativo de que el sistema de fijación interna está cumpliendo con una de sus funciones biomecánicas de concentrar las cargas transmitidas de un extremo al otro del hueso fracturado.
En la figura 5 encontramos que las zonas de mayor concentración de esfuerzos de los dispositivos de bloqueo están ubicadas en los puntos de unión con el clavo de fijación, lo cuál es lógico por que representa las áreas de contacto entre las dos piezas.
En todos los casos anteriores los esfuerzos máximos reportados están muy por debajo del esfuerzo de cedencia de 241 MPa del acero 316L en barra cilíndrica.
5. TRABAJO FUTURO
Es de suma importancia evaluar el sistema de fijación para garantizar la calidad de los productos finales. Ante la dificultad de desarrollar métodos para predecir cómo actúa un material in vivo, se requiere del diseño de ensayos físicos para verificar la funcionalidad del material, las cuales son específicas de cada aplicación y difícilmente sistematizables.
Aunque son muchas las variables que intervienen en la determinación de un sistema biomecánico y la eficiencia de un material para uso médico, los análisis mecánicos pueden tener un carácter único y comparativo.
Este primer estudio abordó el problema mediante modelación matemática con técnicas de ingeniería a través del método de los elementos finitos asistidas por computador, lo que resulta una ayuda invaluable para éste tipo de análisis.
Se complementará este estudio con ensayos mecánicos in vitro del acoplamiento dispositivo- hueso para finalmente hacer la reingeniería de los prototipos.
AGRADECIMIENTOS
Los autores agradecemos por su aporte al Consejo del Desarrollo Científico y Humanístico (CDCH) a través del Proyecto Digitus Nº 08-31-4478-99 y al Consejo Nacional de Investigaciones Científicas y Tecnológicas (CONICIT) por el apoyo a nuestras investigaciones.
REFERENCIAS
[1] ROCKWOOD, C., GREEN D., BUCHOIZ R., Fractures in adults, 3ª ed. Vol.1, pag.441..
[2] COONEY III W.P., CHAO Edmund Y.S., Biomechanical Analysis of Static Forces in the Thumb during Hand Function, The Journal of Bone And Joint Surgery, 1977 Jan; Vol. 59-A, Nº 1: 27-36.
[3] COMIN, M., PERIS, J. L., PRAT, J., Biomecánica de la fractura ósea y técnicas de reparación, Publicaciones IBV, pág. 300 a 301, 1999.
[4] Mechanical Desktop, Realease4.0. Ed. Autodesk, Inc. U.S.A. 592 p.
[5] Manual Pro-Engineer Release 2000i2. 128 Technology Drive, Waltham. Parametric Technology Corporation. January 2000.
[6] Manual Pro-Mechanica-Release, 2000i2. 128 Technology Drive, Waltham. Parametric Technology Corporation. January 2000.
3D FINITE ELEMENT MODELLING OF AN INTRAMEDULLAR LOCKED IMPLANT FOR THE METACARPAL BONES
ABSTRACT
An intramedullar locked implant prototype for the treatment of diaphisiary fractures in the first metacarpal has been designed. The complex geometry of the related metacarpal bones to the fixation system was obtained from Computed Tomography (CT) scan slices of a male-hand and from similar devices developed for other bones of the human body respectively. The meshes of the osteoarticular structure of the thumb and our implant were generated using FEA software.
The models were analyzed taking into account loads produced by muscular insertions. Areas of stress concentration along the device and the bone were found.
Key words: hand, metacarpal, intramedullar implant, finite elements.
