Repositorio Institucional de Documentos

Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea Autora María Paz Quílez Callén Directora María Ángeles Pérez Ansón Ingeniería Técnica Industrial especialidad Mecánica Escuela de Ingeniería y Arquitectura de Zaragoza • Septiembre 2012 Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!2 Agradecimientos Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!3 Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!4 A mis padres, Andrés y Mª Jesús, y a mi tío Alberto por haberme proporcionado todo lo que he necesitado para llegar hasta aquí. A mi novio Alex por su ayuda y comprensión en los momentos difíciles. A María Ángeles Pérez, directora de este proyecto, por su gran trabajo, por su dedicación y por su paciencia conmigo. A Belén Seral, doctora en Traumatología en el Hospital Clínico Lozano Blesa, por darme la oportunidad de entrar en un quirófano y ver de cerca lo estudiado para este proyecto. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!5 Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!6 Índice Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!7 Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!8 1. Introducción!11 1.1. La Biomecánica!13 1.2. Objetivo!14 1.3. Descripción del proyecto!15 2. Artroplastia total de rodilla!17 2.1. Anatomía de la rodilla!19 2.1.1. Huesos!20 2.1.2. Cartílagos!22 2.1.3. Elementos de contención de la articulación!23 2.1.4. Membrana sinovial!24 2.1.5. Músculos y tendones!24 2.1.6. Estructuras nerviosas y vasculares!26 2.1.7. Bursas!27 2.2. Artroplastia de rodilla!28 2.2.1. Introducción!28 2.2.2. Intervención quirúrgica!28 2.2.3. Problemática más común!34 2.3. Prótesis de rodilla!37 2.3.1. Reseña histórica!37 3.1.2. Clasificación de las prótesis de rodilla primarias!39 2.3.3. Materiales y modos de fijación!41 2.3.4. Clasificación de las prótesis de rodilla de revisión!41 3. Materiales y Métodos!45 3.1. Introducción!47 3.2. Principios básicos del MEF!50 3.3. Cargas y condiciones de apoyo!52 3.4. Materiales de los elementos!54 3.4.1. Material de la prótesis!54 3.4.2. Materiales del hueso!55 Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!9 Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!16 2. Artroplastia total de rodilla Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!17 Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!18 2.1. Anatomía de la rodilla !La rodilla es la articulación más grande del cuerpo humano, así como una de las más complejas. Está compuesta por el juego de tres huesos, fémur, tibia y rótula. Los dos primeros conforman el cuerpo principal de la articulación, que soporta el peso corporal, y la rótula cumple una misión atípica, a modo de polea sobre la que se apoyan los tendones cuadricipital y rotuliano (Figura 2.1) Es además una articulación bicondílea. Los dos cóndilos femorales ruedan sobre la superficie casi plana de los platillos tibiales. El apoyo de un hueso sobre otro es libre, sin topes óseos para mantenerla y necesita el amarre de los ligamentos. Las superficies de contacto entre los huesos están cubiertas por una capa de cartílago. Todo el conjunto está envuelto por una cápsula articular, constituyendo un espacio cerrado. La cubierta íntima de la cápsula es la membrana sinovial, cuya misión principal es la secreción del líquido del mismo nombre, fundamental en la fisiología articular con misiones de lubricación y defensa. El exceso de secreción da lugar a un cúmulo sinovial que causa aumento de la presión intrarticular y genera el molesto y conocido derrame. Figura 2.1. Anatomía de la rodilla Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!19 2.1.1. Huesos !La rodilla, en realidad, no se compone de una sola articulación sino de tres: dos fémorotibiales, entre fémur y tibia y la fémoro-patelar, entre fémur y rótula. ✦Fémur !El fémur se extiende desde la cadera hasta la rodilla (Figura 2.2). Presenta una dirección oblicua hacia adentro, ya que la distancia entre las caderas es mayor que entre las rodillas. Para compensar en parte este acercamiento de ambos fémures al eje corporal, las tibias se separan. La rodilla adquiere así el aspecto de una articulación angulada hacia afuera, en valgo. El conjunto de los dos miembros inferiores debería presentar, por lo tanto, la forma de una “X”. Sobre esta forma habitual, fisiológica, existen variantes de las que hablaremos más adelante. Es el hueso de mayor longitud del organismo y constituye por sí solo el esqueleto del muslo. En su extremidad superior se articula en la cadera con el hueso coxal, presentando partes anatómicas bien diferenciadas: Cabeza, cuello, trocánter mayor y trocánter menor. El extremo superior se continúa con el cuerpo del fémur, estructura tubular o diáfisis, de forma prismática, que sirve a la inserción de los músculos del muslo y transmite las líneas de fuerza desde el tronco a la rodilla. Termina en el extremo inferior, el que, junto con la tibia, constituye la articulación principal de la rodilla. Está formada por dos eminencias óseas o cóndilos separadas por una rampa o tróclea femoral. Sobre esta tróclea desliza la rótula. Figura 2.2. Fémur Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!20 ✦Rótula !Es un hueso aplanado, de apariencia redondeada o, mejor, ovalada, que se prolonga hacia abajo por su vértice o polo inferior. Posee dos superficies: - Cara anterior, convexa, sirve de polea de reflexión a los tendones del cuádriceps y rotuliano. - Cara posterior. Orientada hacia el interior de la articulación, presenta dos facetas, interna y externa, que contactan con los cóndilos femorales correspondientes, adaptando su forma cóncava a la convexidad de los cóndilos. ✦Tibia !Junto con el peroné forma el esqueleto de la pierna, aunque es el más robusto de los dos, el que soporta el peso corporal y transmite las líneas de fuerza desde rodilla a tobillo (Figura 2.3). Su porción superior es una plataforma dividida en dos platillos, interno y externo, que sirven de apoyo a los cóndilos femorales. La porción inferior tiene una eminencia o maléolo interno del tobillo. Junto con el maléolo externo del peroné constituye una auténtica pinza que abraza al astrágalo. Tibia y peroné contactan también en su porción superior en una articulación prácticamente fija, ya que sólo puede realizar movimientos de deslizamiento. Figura 2.3. Tibia y Peroné Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!21 2.1.2. Cartílagos !Todas las superficies de deslizamiento articular están cubiertas por cartílagos protectores del hueso en las zonas de contacto (Figura 2.4). La fricción anómala, por mala coaptación de superficies o por sobrecarga, provocará alteraciones patológicas en estos cartílagos. Existe, por tanto, una cubierta cartilaginosa para ambos cóndilos femorales, platillos tibiales y facetas rotulianas. La capa de cartílago es más gruesa en los puntos de mayor fricción. En el fémur lo es en la porción media de los cóndilos y en la garganta de la tróclea. En la tibia aumenta en el centro de las cavidades glenoideas o platillos, y se adelgaza en la periferia. Los meniscos o fibro-cartílagos semilunares, interno y externo, constituyen otra forma de estructura cartilaginosa en el interior de la rodilla. Resultan esenciales en el juego fémoro-tibial. Por una parte, debido a su sección prismática, adaptan la superficie de los cóndilos, convexos, a la de los platillos, prácticamente planos. Por otra, debido a su consistencia elástica, son unos perfectos amortiguadores en la transmisión del peso a través de los huesos de la rodilla. Tienen forma de C, ya que corren paralelos al borde exterior de los dos platillos tibiales. El interno es mayor y más abierto. El externo, en cambio, es más grueso. Ambos meniscos poseen anclajes que evitan su desplazamiento y los mantienen en su posición periférica. Los cuernos, anterior y posterior, de ambos meniscos poseen inserciones propias. Además, todo el contorno externo del menisco está unido a la cápsula articular, lo que ayuda a mantener su posición. El ligamento menisco-femoral sujeta el cuerno posterior del menisco externo a la escotadura intercondílea. El ligamento transverso une por delante los dos meniscos. Figura 2.4. Tejidos blandos involucrados en la articulación Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!22 2.1.3. Elementos de contención de la articulación !Toda articulación, para ser congruente y mantener unidos sus elementos, necesita de estructuras de cohesión. En la rodilla son: ✦Cápsula articular !Es una vaina fibrosa que se extiende desde la extremidad inferior del fémur a la superior de la tibia, rodeando toda la articulación y dejando una solución de continuidad central, rodeando la rótula e insertándose en toda su periferia. ✦Ligamentos !Son refuerzos de la cápsula que se oponen a los desplazamientos articulares más allá del límite permisible. Además de los ya mencionados ligamento menisco-femoral y transverso, son: • Ligamento lateral interno. Une fémur y tibia en su región interna e impide la apertura de la rodilla hacia el valgo. • Ligamento lateral externo. Se extiende desde la porción lateral del cóndilo externo hasta la cabeza del peroné. Impide el desplazamiento lateral de la rodilla hacia el varo. • Alerones rotulianos, refuerzos de la cápsula articular en su inserción rotuliana, fijan este hueso lateralmente a los cóndilos femorales. Existe, por tanto, un alerón interno y otro externo. El tendón del cuádriceps y el tendón rotuliano terminan de fijar la rótula en sentido vertical, hacia arriba y abajo respectivamente. • Ligamentos cruzados, anterior y posterior. Fijan fémur y tibia, impidiendo el desplazamiento de ambos huesos sobre el pivote central más allá del límite de permisión. El cruzado anterior se inserta en la espina tibial interna, recorre oblicuamente la escotadura intercondílea hasta su inserción proximal en un punto muy posterior y alto del cóndilo externo. El cruzado posterior se cruza con el anterior en sentido antero-posterior y en sentido transversal. Desde su inserción anterior en el cóndilo interno, desciende oblicuamente por la escotadura intercondílea hasta un punto posterior de la superficie retroespinal. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!23 2.1.4. Membrana sinovial !Es una membrana que recubre toda la cápsula en su cara profunda (Figura 2.5), rodeando la rodilla y formando fondos de saco en el contorno de las superficies femoral y tibial. Por delante cubre el paquete adiposo de Hoffa, almohadilla que rellena el espacio anterior de la rodilla, entre el intercóndilo y el tendón rotuliano. Su misión fundamental es la secreción y reabsorción del líquido sinovial que baña el interior articular y constituye el medio de lubricación de todo el engranaje. En caso de inflamación, se segrega mayor cantidad de líquido del que se puede reabsorber, originándose el derrame. Figura 2.5. Sección transversal de la articulación 2.1.5. Músculos y tendones !La rodilla es cruzada por varios grupos musculares provenientes del muslo y de la pierna. Según su función, podemos dividirlos en flexores y extensores (Figura 2.6). ✦Extensores !El cuádriceps femoral está constituído por el recto anterior, vasto interno, vasto intermedio y vasto externo. Todos ellos convergen en el potente tendón del cuádriceps, que se inserta en el polo superior de la rótula, se prolonga por encima de la rótula, y se convierte en el tendón rotuliano. Su misión es la extensión de la rodilla. Debe lograrla manteniendo el equilibrio de la rótula, para que ésta deslice adecuadamente sobre la tróclea femoral. Cualquier alteración en este engranaje, es causa Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!24 de los molestos problemas del aparato extensor, fundamentalmente alteraciones del cartílago rotuliano, causantes de numerosísimas lesiones en el deportista. La cintilla íleotibial o fascia lata cubre el muslo lateralmente y se inserta en el tubérculo de Gerdy, prominencia ósea de la tibia, entre la tuberosidad tibial y la cabeza del peroné. Produce fuerzas de flexión o extensión dependiendo de la posición de la rodilla. ✦Flexores !Son músculos de la región posterior del muslo. • Semitendinoso. • Semimembranoso. Al igual que el semitendinoso, por su posición interna realiza una rotación interna de la pierna una vez que ha sido flexionada. • Bíceps femoral. Por su posición lateral, realiza una rotación externa tras la flexión. • La pata de ganso es la inserción tendinosa común de los músculos semitendinoso, recto interno y sartorio. • El músculo gastrocnemio (gemelos), también se inserta en la cara posterior del fémur y desciende hasta el talón, insertándose en el calcáneo por medio del tendón de Aquiles. • El poplíteo, desde cóndilo externo a parte posterior de la tibia, además de flexionar la rodilla, le imprime una rotación externa. Figura 2.6. Músculos y tendones involucrados en la articulación Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!25 ✦Colocación de las componentes protésicas de prueba El orden de ensamblaje de la componente femoral es el siguiente (Figura 2.20): - Se enroscan las vainas de la prótesis de prueba al fémur, a través del adaptador de prueba. - Se aprieta ligeramente con un destornillador de cabeza hexagonal, o haciendo girar la manga. - Añadir el vástago de prueba al montaje. - Añadir suplementos de prueba distal y posteriormente si es necesario. - Colocar el montaje de prueba en el fémur. - Una vez que la vaina de prueba tiene una orientación adecuada, se aprieta firmemente con un destornillador. Figura 2.20 !Para la colocación de la componente tibial de prueba se coloca la rodilla en extensión completa para determinar una rotación apropiada de la meseta tibial. Se coloca la bandeja tibial de prueba con la extensión del vástago en el canal tibial. Se evalúa la cobertura y rotación de la componente tibial, ésta deberá proporcionar la mayor cobertura de la superficie del cóndilo tibial posible (Figura 2.21). Figura 2.21 Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!32 !Para la implantación de la componente tibial se perfora con agujeros pequeños la superficie tibial para facilitar la penetración del cemento óseo (Figura 2.22a). El cemento se aplica a la superficie tibial proximal o directamente a la parte inferior de la bandeja tibial definitiva. Se utilizan aloinjertos para los defectos de pequeñas cavidades óseas. Cuando se utiliza un vástago estriado, hay que asegurarse de que el canal medular queda libre de cemento. Para eliminar el cemento extruído se utiliza una cureta (Figura 2.22c). !Figura 2.22 a) b) c) !Cuando la rotación del fémur es conocida, se coloca la extensión del vástago de revisión en el cono del implante. Se coloca la plantilla de prueba en la meseta tibial de prueba. Cuando llegue el momento de colocar la componente tibial final se extiende completamente la rodilla para mantener la presión hasta que el cemento polimeriza. Después se cementa la componente femoral (Figura 2.23). Figura 2.23 !Por último se quitan las componentes de prueba en el orden inverso y se limpia bien el área afectada antes de la colocación de la prótesis definitiva. Antes de proceder a la implantación de la prótesis se ensamblan todas los suplementos, vainas y vástagos modulares de las componentes tibial y femoral. El orden de montaje es similar al proceso seguido para la determinación de los componentes finales mediante los elementos de prueba, añadiendo la cementación correspondiente en las componentes metálicas tibial y femoral. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!33 2.2.3. Problemática más común !A continuación se presentan tres de las causas más habituales que obligan a hacer una cirugía de revisión en las prótesis de rodilla. ✦Metalosis !La metalosis por Titanio es una patología que se produce por liberación de partículas de este material como complicación de una artroplastía. En prótesis defectuosas, el diseño de metal contra metal produce fricción entre las partes, liberando partículas e iones de metales dentro del cuerpo, que finalmente llegan al torrente sanguíneo. Esta introducción de metal en la sangre lleva a la inflamación en todo el cuerpo, pérdida ósea y daño a los tejidos blandos. Los iones que han sido liberados en su sangre incluyen iones de metales como cobalto y cromo, que ocasionan septicemia, también conocida como metalosis. El daño que estos metales causan al organismo no se limita a la metalosis; en ocasiones la exposición a estos metales está relacionada con tumores y cáncer (Figura 2.24). Las prótesis defectuosas de rodilla de piezas metálicas en contacto directo pueden ocasionar dolor severo, envenenamiento y otros padecimientos que ponen en riesgo la vida. Los síntomas de metalosis incluyen dificultad para caminar, sentarse o estar de pie, además de ocasionar inflamación en el área que rodea a la prótesis, desarrollo de tumores e inflamación de la rodilla. Los síntomas que resultan menos obvios incluyen la pérdida de memoria, daños a la visión, erupciones, ansiedad y mareos. Estos síntomas desaparecen lentamente una vez que se retira la prótesis defectuosa del cuerpo; sin embargo, pueden ocurrir efectos secundarios graves y de larga duración, tales como demencia e insuficiencia cardíaca. Figura 2.24. Aflojamiento aséptico con metalosis. Desgaste del polietileno. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!34 ✦Aflojamiento !El aflojamiento mecánico es la indicación de reemplazo más frecuente en prótesis de rodilla. Los pacientes normalmente son sintomáticos. Esta complicación se produce por la reacción inflamatoria producida"por las partículas de desgaste del polietileno que desencadena la desimplantación de alguno de los componentes de la prótesis y que obliga a recambiarlo. Los materiales utilizados en la actualidad son cada vez más resistentes al desgaste para evitar esta complicación. Las definiciones de aflojamiento pueden variar, pero el aflojamiento es probable cuando la zona radiolucente1 tiene un ancho mayor a 2 mm. Dependiendo del tipo de artroplastia, esta zona puede comprender la interfase entre la prótesis y el hueso, entre el cemento y el hueso, o entre el cemento y la prótesis. El aflojamiento se diagnostica definitivamente cuando se observa migración (Figura 2.25) de un componente cementado, cambio en el alineamiento de un componente cementado (especialmente orientación en varo progresiva), o progresivo ensanchamiento de la zona radiolucente. En general, la comparación con las radiografías previas es el método más"útil para detectar el aflojamiento. Figura 2.25. Prótesis primaria con aflojamiento aséptico 1 La palabra radiolucencia es un término radiológico aplicado a la valoración de la interfaz implante-hueso; implantecemento o cemento-hueso, con la que se quiere distinguir una zona lineal de una determinada anchura, que progresa o no con el tiempo, pero que estaba ausente en los primeros controles y que se caracteriza por su radiotransparencia o menor oposición al paso de los rayos. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!35 ✦Infección !La infección en cirugía protésica es una de las complicaciones más importantes y devastadoras. Su incidencia es del 2-3% en las prótesis primarias y del doble en las cirugías de revisión pudiendo alcanzar porcentajes superiores al 15% con el uso de implantes constreñidos o en bisagra. El objetivo del tratamiento debe ser erradicar la infección y mantener la función de la articulación. El tratamiento de una prótesis de cadera o de rodilla infectada genera un consumo de recursos hospitalarios tres o cuatro veces mayor que el de una prótesis primaria y dos veces mayor que el de una revisión de una prótesis aflojada pero no infectada. Las opciones de tratamiento se dividen en la retención de implantes o el recambio de los componentes, en uno o en dos tiempos. La mejor opción sería la que requiriese la menor agresión quirúrgica en combinación con un tratamiento antibiótico, bien tolerado y fácil de administrar, con los menores efectos secundarios. Los resultados más consistentes se han obtenido con el recambio en dos tiempos que incluye la retirada del implante y el desbridamiento exhaustivo, la colocación de un espaciador articulado con cemento cargado de antibiótico y, tras un ciclo de antibioticoterapia, la reimplantación protésica. Esta forma de tratamiento continúa siendo el tratamiento de principal elección, con resultados buenos o excelentes en el 80%-100% de los casos, pero no deja de ser agresiva, costosa y larga. En el pronóstico final influyen muchos factores de riesgo. El cirujano tiene control directo sobre algunos de ellos como la técnica quirúrgica o lo exhaustivo del desbridamiento inicial, el protocolo de tratamiento elegido con retención o recambio de implantes y el diseño de prótesis elegido para la reimplantación o la reconstrucción definitiva. En los últimos años la identificación de los factores de riesgo ha supuesto que las tasas de erradicación de la infección, en aquellos casos de infección precoz en que se asocian desbridamientos quirúrgicos con recambio de partes móviles, sin quitar la prótesis, y con antibioticoterapia asociada, los porcentajes de curación superen el 80%. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!36 2.3. Prótesis de rodilla 2.3.1. Reseña histórica !La historia de las artroplastias de la rodilla es la prueba de las dificultades que plantea su indicación. Algunos de los principales puntos de referencia son los siguientes: En 1891, Gluck fue el primero en crear una prótesis intercondílea de marfil para tratar una osteoartritis tuberculosa. Murphy en 1913, Putti en 1920 y Albee en 1928 intentaron la resuperficialización mediante interposición de tejido autólogo. Boyle en 1938 y Campbell en 1940 efectuaron los primeros reemplazos condíleos aislados con implantes metálicos. Mac Keever en 1950 y Macintosh después, diseñaron los primeros platillos tibiales metálicos. En Francia, en 1947, Robert y Jean Judet implantaron una prótesis bicompartimental de acrílico en un paciente con anquilosis de rodilla. Waldius en 1951, y más tarde Shiers, crearon las primeras bisagras metálicas. Pronto los siguió Merle d’Aubigné en Francia. Comenzó entonces la era de las prótesis de bisagra. El grupo Guepar concibió en 1967 la Guepar I y un año después la Guepar II. Se puede decir que esta prótesis constreñida, desde el punto de vista del concepto biomecánico, se asemeja a la prótesis de bisagra de Lagrange Letournel. En 1968, con el canadiense Gunston, comenzó realmente la era moderna de la artroplastia de rodilla. Gunston diseñó la primera prótesis total de deslizamiento, formada por dos implantes condíleos metálicos hemisféricos, ubicados frente a dos carriles tibiales de polietileno. En 1972, a partir de los trabajos de Mac Keever, Macintosh y Gunston, Marmor se inspiró para desarrollar el concepto de la rodilla Modular-Marmor, formada por elementos acoplados y a la vez separados para cada uno de los dos compartimiento femorotibiales. Así se creó el concepto de la prótesis unicompartimental. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!37 En 1973, Insall y Walker crearon la prótesis Total Condylar, inspiradora de todas las prótesis de deslizamiento actuales. Ellos optaron por sacrificar los dos ligamentos cruzados. Preocupado por mejorar los rendimientos de su prótesis, Insall se decide luego por una meseta tibial provista de un espolón central que impide la subluxación posterior del componente tibial. Así se planteó el concepto de estabilización posterior. Casi de forma simultánea, Slegde y Ewald desarrollaron en Boston la Kinematic, que conserva el ligamento cruzado posterior, mientras que Cloutier, en 1975, decide conservar los dos ligamentos cruzados. Comenzó entonces el debate acerca de la conservación parcial o total del pivote central. Preocupados por reproducir el juego meniscal en los movimientos de flexión-extensión y rotación, Goodfellow y O’Connor en 1978, y después Buechel y Pappas en 1979, crearon las primeras prótesis con superficies de apoyo móviles («Oxford Knee» y «New Jersey low contact stress») En 1980, Hungerford fue el primero en crear una prótesis sin cemento (prótesis PCA). Los componentes se revisten con varias capas de esferas metálicas que permiten la colonización ósea y la fijación directa del implante. En 1986, Hollister y Kester fueron los primeros en estudiar la cinemática de la rodilla a través del eje transepicondíleo. En este caso, los cóndilos adoptan forma circular y no elíptica Los múltiples centros de rotación instantánea que se describieron durante estudios previos en perfil estricto, se sustituyeron por un solo centro de rotación. El desarrollo secundario de esos trabajos hicieron posible, desde 1996, que la prótesis Scorpio tuviera un radio de curvatura anteroposterior constante desde 15º en extensión hasta 75º en flexión. De ese modo se facilita el equilibrio ligamentario: la tensión de los ligamentos laterales es uniforme en casi toda la amplitud de los movimientos. El brazo de palanca del cuádriceps aumenta por simple prolongación de la distancia entre el centro único de rotación y el centro de la rótula. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!38 3.1.2. Clasificación de las prótesis de rodilla primarias !Las prótesis de rodilla se clasifican de acuerdo a las porciones de superficie articular que serán reemplazadas, el sistema de fijación empleado o de acuerdo al grado de restricción mecánica que proporcionan. La clasificación según el grado de restricción mecánica se presenta a continuación: ✦Prótesis constreñidas !Están representadas por las bisagras y no proporcionan más que un tipo de movimiento: flexoextensión alrededor del eje que une las dos piezas protésicas. Los inconvenientes de las primeras bisagras se fueron superando poco a poco al costo de una tasa de complicaciones elevada (Figura 2.26). Los progresos llevaron a la supresión del eje que une las piezas, en beneficio de un pivote axial que proporcionó algunos grados suplementarios de movilidad. Las indicaciones actuales de esas prótesis son limitadas: resecciones tumorales, claudicación del sistema ligamentario periférico, o incluso la pérdida acentuada del capital óseo en caso de intervenciones reiteradas. Figura 2.26. Prótesis constreñidas «en bisagra» de primera generación: Guepar – Gwschend – Lagrange-Letournel. ✦Prótesis de deslizamiento !Estas prótesis se definen por la falta de un medio de unión fijo entre pieza femoral y tibial. El diseño y la cinemática de las mismas afianzan su estabilidad, en coordinación con las formaciones periféricas musculoligamentarias (Figura 2.27). En general, se distinguen las artroplastias que conservan el ligamento cruzado posterior de las que lo resecan. Figura 2.27. Prótesis de deslizamiento con estabilización posterior Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!39 !La clasificación según las proporciones de superficie articular que serán reemplazadas se presenta a continuación: •Unicompartimentales: están diseñadas para reemplazar la superficie de apoyo de la tibia, el fémur o la patela, ya sea en el compartimento lateral, medial o patelofemoral de la articulación. Los compartimentos no reemplazados permanecen intactos. (Figura 2.28) Figura 2.28. Oxford® Rodilla Unicompartimental •Bicompartimentales: reemplazan las superficies articulares del fémur y la tibia en ambos compartimentos, medial y lateral, no así en la patela que permanece intacta. •Tricompartimentales: estas prótesis reemplazan las superficies articulares de la tibia y el fémur en ambos compartimentos, e incluyen el reemplazo de la superficie patelar. La gran mayoría de las prótesis actuales pertenecen a este grupo. (Figura 2.29) !Las prótesis tricompartamentales se dividen en tres grupos de acuerdo al grado de restricción mecánica que proporcionan: - Prótesis no restringidas: estas prótesis no proporcionan estabilidad a la articulación, sino que dependen de la integridad de los tejidos blandos y ligamentos del paciente para poder proporcionar estabilidad articular. - Prótesis semi-restringidas: corresponden a la mayoría de prótesis existentes en el mercado hoy día. El grado de restricción varía ampliamente, pudiendo ser de cero a 10 grados. Figura 2.29. Prótesis tricompartimental de rodilla con platillo móvil ACADEMIA - Completamente restringidas: este nombre describiría una prótesis completamente restringida o aquella que no permitiese movimiento alguno. Este tipo de prótesis hace referencia a la restricción aplicada a uno de los ángulos de movimiento. Todos estos diseños permiten los movimientos de flexión y extensión en el plano sagital, pero previenen algo del movimiento en el plano coronal. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!40 2.3.3. Materiales y modos de fijación !Los materiales utilizados en las prótesis totales están diseñados para permitir una movilidad algo inferior a la de la articulación normal. Los componentes suelen estar formados por un elemento metálico que encaja exactamente en un elemento de plástico. Se utilizan diversos metales, acero inoxidable, aleaciones de cobalto y cromo, o titanio. El plástico es polietileno de alta densidad que es extremadamente duradero y resistente al desgaste. Se puede utilizar cemento para fijar los componentes de la prótesis al hueso. También existen prótesis no cementadas. Este tipo de prótesis se enclavan directamente al hueso. Pueden ir recubiertas de un cemento biológico, que se llama hidroxiapatita (es un fosfato de calcio, muy parecido al hueso), y que a las pocas semanas se habrá unido fuertemente al hueso. 2.3.4. Clasificación de las prótesis de rodilla de revisión !Las prótesis primarias anteriores pueden sufrir un fallo por aflojamiento, metalosis o diversas infecciones. En ese caso se realiza una cirugía de revisión en la que se sustituyen la prótesis primaria por una prótesis con características diferentes y cuya diferencia fundamental es que los vástagos (femoral y tibial) tienen una mayor longitud. A estas prótesis se les llama prótesis de revisión. ✦Prótesis de vainas TC3 (Depuy, Johnson & Johnson) ! !El aflojamiento aséptico y el desgaste son las principales causas de las revisiones de rodilla en más del 40% de los pacientes. La bandeja de esta prótesis proporciona libertad de rotación para difundir las fuerzas de aflojamiento, haciéndola adecuada para aumentar la restricción mecánica. Figura 2.30. Prótesis de vainas TC3 (Depuy) Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!41 Figura 3.2. Tomografías Axiales Computerizadas (TAC) en el software Mimics Figura 3.3. Modelos 3D de la componente tibial de las prótesis realizadas con Mimics. a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!48 Figura 3.4. Modelo 3D de la tibia y la componente tibial de la prótesis con offset malladas en Harpoon Mesh Figura 3.5. Modelo 3D de la tibia y la componente tibial de la prótesis de vainas en Abaqus CAE !Por lo tanto, para la realización de este proyecto se han utilizado los siguientes tres programas comerciales: ✦Mimics Materialise 10.0 !Es un software que permite procesar y editar datos 2D a partir de imágenes de resonancias magnéticas y de tomografías para la construcción de modelos anatómicos 3D de precisión y flexibilidad. Cuenta con herramientas de segmentación que permiten segmentar imágenes y realizar mediciones fiables en el modelo 3D. Exporta datos en 3D en una amplia gama de formatos para aplicaciones de ingeniería como diseño de elementos finitos, de medicina como simulación quirúrgica, etc. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!49 ✦Harpoon Mesh !Es un software que a partir de modelos 3D genera mallas para su posterior exportación a otras aplicaciones de ingeniería como procesadores de cálculo con el método de los elementos finitos. ✦Abaqus CAE v. 6.11 !Es un paquete integrado de cálculo de elementos finitos con una gran librería de tipos de elementos finitos que permite modelar virtualmente cualquier geometría, así como una extensa lista de modelos que simulan el comportamiento de la gran mayoría de los materiales con posibilidad de programar el comportamiento de materiales que no estén incluidos permitiendo su aplicación en distintas áreas de ingeniería. 3.2. Principios básicos del MEF !El Método de los Elementos Finitos (MEF) es un método numérico de resolución de ecuaciones diferenciales. Para ello trabaja discretizando la estructura en elementos de forma variada (pueden ser superficies, volúmenes y barras), que se conectan entre sí mediante “nodos”. La solución ahora es sólo aproximada en función de los resultados obtenidos para los nodos. El MEF parte del cálculo matricial en el planteamiento del equilibrio en los nodos mediante un sistema de ecuaciones resultado de la contribución de los elementos. Con la llegada de los centros de cálculo y los primeros programas comerciales en los años 60, el MEF a la vez que se populariza en la industria refuerza sus bases teóricas en los centros universitarios. En los años 70 se produce un gran crecimiento de la bibliografía así como la extensión del método a otros problemas como los no lineales. Se estudian nuevos tipos de elementos y se sientan las bases matemáticas rigurosas del método, que había aparecido antes como técnica de la Ingeniería que como método numérico de las Matemáticas. Por último, a partir de la década de los 80, con la generalización de los ordenadores personales, se extiende el uso de los programas comerciales que se especializan en los diversos campos, instaurándose el uso de pre y postprocesadores gráficos que realizan el mallado y la representación gráfica de los resultados. Se continua en el estudio de la aplicación del método a nuevos modelos de comportamiento (plasticidad, fractura, daño continuo, etc.) y en el análisis de los errores. Básicamente los pasos a seguir en el análisis de estructuras mediante el método de los desplazamientos a través del MEF son: Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!50 • El objeto en estudio se divide, mediante líneas o superficies imaginarias en un número de elementos finitos. Esta parte del proceso se desarrolla habitualmente mediante algoritmos incorporados a programas informáticos de mallado durante la etapa de preproceso. • Se supone que los elementos están conectados entre sí mediante un número discreto de puntos o “nodos”, situados en sus contornos. Los desplazamientos de estos nodos serán las incógnitas fundamentales del problema, tal y como ocurre en el análisis de estructuras por el método matricial. • Se toma un conjunto de funciones que definan de manera única el campo de desplazamientos dentro de cada “elemento finito” en función de los desplazamientos nodales de dicho elemento. Por ejemplo el campo de desplazamientos dentro de un elemento lineal de dos nodos podría venir definido por: u = N1 u1 + N2 u2, siendo N1 y N2 los las funciones comentadas (funciones de forma) y u1 y u2 los desplazamientos en el nodo 1 y en el nodo 2. • Estas funciones de desplazamientos definirán entonces de manera única el estado de deformación del elemento en función de los desplazamientos nodales. Estas deformaciones, junto con las propiedades constitutivas del material, definirán a su vez el estado de tensiones en todo el elemento, y por consiguiente en sus contornos. • Se determina un sistema de fuerzas concentradas en los nodos, tal que equilibre las tensiones en el contorno y cualesquiera cargas repartidas, resultando así una relación entre fuerzas y desplazamientos de la forma F = k · u, que como vemos es similar a la del cálculo matricial. • La resolución del sistema anterior permite obtener los desplazamientos en los nodos y con ellos definir de manera aproximada el campo de desplazamientos en el elemento finito. • En la etapa de postproceso se presentan los resultados, generalmente de forma gráfica para su análisis. !La potencia de cálculo del método de los elementos finitos permite resolver una gran variedad de problemas. Entre los problemas que se pueden resolver esta el cálculo de las tensiones del chasis de un coche, cálculo de estructuras, simulación de procesos de conformado, simulación del comportamiento de materiales. Gracias a este método se puede reducir considerablemente el número de prototipos a realizar antes de sacar un producto al mercado. Sin embargo, el uso de software de Elementos Finitos requiere una cierta experiencia tanto en el uso de los mismos como en el planteamiento de problemas. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!51 3.3. Cargas y condiciones de apoyo !En este proyecto se han considerado tres casos de carga diferentes siguiendo los datos que aparecen en el trabajo de Chong et al (2011) y que se detallan en la siguiente tabla: Tabla 3.1. Configuraciones de carga para simulaciones de remodelado óseo !El primer caso de carga se refiere al 0% del ciclo de la marcha, cuando el talón permanece apoyado. La carga medial es un 90% del peso corporal, es decir, 0,9x70 kg en el eje -Z. La carga lateral es un 19% del peso corporal, 0,19x70 kg en el eje -Z (Figura 3.6.a). La carga antero-posterior es un 10% el peso corporal, 0,1x70 kg en el eje +Y (Figura 3.6.b). a) Cargas lateral y medial! ! b) Carga antero-posterior!!!c) Vista 3D Figura 3.6. Valor y dirección de las cargas para el caso 1 de carga !El segundo caso de carga se refiere al 15% del ciclo de la marcha, cuando se produce el despegue de los dedos. La carga medial es un 230% del peso corporal, es decir, 2,3x70 kg actuando con un ángulo de 16º, quedando descompuesta en los ejes -Z y -Y. La carga lateral es un 46% del peso corporal, 0,46x70 kg actuando también con un ángulo de 16º, quedando descompuesta en los ejes -Z y -Y (Figura 3.7.a). La carga antero-posterior es un 8% el peso corporal, 0,08x70 kg en el eje +Y (Figura 3.7.b). Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!52 a) Cargas lateral y medial! ! b) Carga antero-posterior!!!c) Vista 3D Figura 3.7. Valor y dirección de las cargas para el caso 2 de carga !El tercer caso de carga se refiere al 25% del ciclo de subida de escaleras. La carga medial es un 200% del peso corporal, es decir, 2,0x70 kg actuando con un ángulo de 32º, quedando descompuesta en los ejes -Z y -Y. La carga lateral es un 150% del peso corporal, 1,5x70 kg actuando también con un ángulo de 32º, quedando descompuesta en los ejes -Z y -Y (Figura 3.8.a). La carga antero-posterior es un 13% el peso corporal, 0,13x70 kg en el eje +Y (Figura 3.8.b). a) Cargas lateral y medial! ! b) Carga antero-posterior!!!c) Vista 3D Figura 3.8. Valor y dirección de las cargas para el caso 3 de carga Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!53 !A continuación se presenta una tabla resumen con las cargas que se han tenido en cuenta para el cálculo del modelo. Caso de carga Angulo de flexión Carga total (N) Carga en eje Y (N) Carga en eje Z (N) 1 0º M = 630 L = 133 AP = 70 M = 0 L = 0 AP = 70 M = -630 L = 133 AP = 0 2 16º M = 1610 L = 322 AP = 56 M = -443,78 L = -88,76 AP = 56 M = -1547,63 L = 309,5 AP = 0 3 32º M = 1400 L = 1050 AP = 910 M = -353,17 L = -556,41 AP = 910 M = -1187,27 L = -890,45 AP = 0 Tabla 3.2. Cargas consideradas en el cálculo del modelo. (M=Medial, L=Lateral, AP=Antero-Posterior) !Los tres casos de carga se han modelizado como una carga puntual sobre un grupo de 10 nodos en la superficie tibial. Se estudiará el efecto de los tres casos de carga anteriores en las tensiones sobre el hueso y el implante así como en los desplazamientos, comparando los tres tipos de prótesis: vainas, offset con y sin suplemento. 3.4. Materiales de los elementos 3.4.1. Material de la prótesis !El material con el que están fabricadas las prótesis es una aleación de cromo-cobalto- molibdeno, también conocida como vitalio. El vitalio es el nombre comercial de una aleación refractaria, que contiene un 65% de cobalto, un 25% de cromo, un 6% de molibdeno, y otros elementos (hierro, níquel). El vitalio fue desarrollado por Albert W. Merrick para los Laboratorios Austenal en 1932. Utilizado sobre todo en cirugía y odontología, debido a su peso ligero y resistencia a la corrosión. También se ha empleado en los componentes de los turborreactores por su resistencia térmica. Algunas de sus propiedades se resumen en la siguiente tabla: Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!54 Propiedad mecánica CoCrMo (F75) Resistencia a la tracción (MPa) 655 Límite de fluencia (MPa) 450 % de alargamiento 8 % reducción de área 8 Resistencia a la fatiga (MPa) 310 Módulo de elasticidad (GPa) 210 Coeficiente de Poisson 0,3 Tabla 3.3. Propiedades del vitalio 3.4.2. Materiales del hueso !El tejido óseo es un material heterogéneo, anisótropo y en constante cambio, por lo que es muy difícil encontrar un valor o relación concreta que determine sus propiedades mecánicas. Además la estructura ósea del cuerpo humano tiene un amplio rango de densidades, desde el hueso cortical (1,92 gr/cm3) al hueso esponjoso o trabecular (0,5 gr/cm3). A partir del nivel de grises que se tiene de las tomografías axiales computerizadas se puede obtener la densidad ósea del hueso. Las unidades Hounsfield (HU) es la cuantificación que está establecida y que es equivalente al nivel de grises. Varios autores han encontrado relaciones entre la densidad del hueso y el módulo de elasticidad. Para este trabajo se ha utilizado la ley propuesta por Peng et al (2007), (Figura 3.9). Figura 3.9. Expresión utilizada para determinar la densidad ósea dependiente de HU (Peng et al (2007)) Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!55 !El software Mimics permite elegir el número de propiedades de material diferentes que se quieren utilizar. Una vez elegido el número de propiedades el programa realiza una interpolación para que cada elemento de la malla de elementos finitos forme parte de los distintos grupos de materiales. Cuanto menor sea el número de grupos, menos precisión se tiene con propiedades asignadas a cada uno de los elementos de la malla. En este trabajo se han utilizado 50 materiales para los tres modelos de prótesis. Las distintas propiedades de algunos de los 50 materiales se resumen en la siguiente tabla: Nº de material E (MPa) ν 1 356,03 0,2 2 356,03 0,2 3 356,03 0,2 4 356,03 0,2 5 398,23 0,2 6 516,86 0,2 7 654,49 0,2 8 812,04 0,2 9 990,40 0,2 10 1190,41 0,2 20 5000,44 0,32 30 15184,91 0,32 40 16201,24 0,32 50 16201,24 0,32 Tabla 3.4. Propiedades mecánicas de algunos de los 50 materiales dependientes de HU Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!56 3.5. Análisis de sensibilidad de la malla !Para la elección de un tamaño de malla adecuado para el modelo se ha realizado un análisis de sensibilidad de malla con el programa Harpoon Mesh. Se ha mallado el modelo de prótesis con 3 niveles diferentes (Figura 3.10), de los cuales se han obtenido los siguientes resultados: Para el nivel 1 se han obtenido 36178 nodos para el modelo del hueso y 25616 nodos para el modelo de la prótesis. La duración de este proceso ha sido de 2 segundos. Para el nivel 2 se han obtenido 265031 nodos para el modelo del hueso y 169481 nodos para el modelo de la prótesis. La duración de este proceso ha sido de 7 segundos. Para el nivel 3 se han obtenido 1767050 nodos para el modelo del hueso y 911927 nodos para el modelo de la prótesis. La duración de este proceso ha sido de 64 segundos. Figura 3.10. Prótesis malladas con diferentes niveles. !Para la realización del proyecto se ha tomado el nivel 2 para todas las prótesis, ya que el nivel 1 nos proporciona una escasa exactitud y la demora en los cálculos del nivel 3 es excesiva. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!57 Figura 4.3. Tensión principal máxima en el hueso para el caso 2 de cargas. Parte anterior. (M=Medial, L=Lateral) a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Figura 4.4. Tensión principal máxima en el hueso para el caso 2 de cargas. Parte posterior. (M=Medial, L=Lateral) a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!64 Figura 4.5. Tensión principal máxima en el hueso para el caso 3 de cargas. Parte anterior. (M=Medial, L=Lateral) a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Figura 4.6. Tensión principal máxima en el hueso para el caso 3 de cargas. Parte posterior. (M=Medial, L=Lateral) a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!65 4.1.2. Deformación equivalente en el hueso !La deformación equivalente de Von Mises en el hueso no supera en ningún momento la deformación máxima permitida (0,007) (Figura 4.7 - 4.12). Los máximos locales se deben a las cargas puntuales impuestas por las condiciones de apoyo. Los mayores valores de deformación se localizan en la punta del vástago. La prótesis con mayores deformaciones es la prótesis de vainas, y la de menores deformaciones es la prótesis con vástago en offset y suplemento medial. Figura 4.7. Deformación equivalente de Von Mises en el hueso tibial para el caso 1 de cargas. Parte anterior. (M=Medial, L=Lateral) a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Figura 4.8. Deformación equivalente de Von Mises en el hueso tibial para el caso 1 de cargas. Parte posterior. (M=Medial, L=Lateral) a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!66 Figura 4.9. Deformación equivalente de Von Mises en el hueso tibial para el caso 2 de cargas. Parte anterior. (M=Medial, L=Lateral) a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Figura 4.10. Deformación equivalente de Von Mises en el hueso tibial para el caso 2 de cargas. Parte posterior. (M=Medial, L=Lateral) a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!67 Figura 4.11. Deformación equivalente de Von Mises en el hueso tibial para el caso 3 de cargas. Parte anterior. (M=Medial, L=Lateral) a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Figura 4.12. Deformación equivalente de Von Mises en el hueso tibial para el caso 3 de cargas. Parte posterior. (M=Medial, L=Lateral) a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!68 4.1.3. Tensión de Von Mises en el implante !La tensión de Von Mises en el implante no supera en ningún momento la resistencia del implante (450 MPa - ver Tabla 3.3) (Figuras 4.13 - 4.18). Los máximos locales se deben a las cargas puntuales impuestas por las condiciones de apoyo. Los mayores valores de tensión se localizan en la punta del vástago. La prótesis con mayores tensiones es la prótesis con vástago en offset sin suplementos, y la de menores tensiones la prótesis de vainas. Las mayores tensiones se observan en el caso de subir escaleras (caso 3 de carga). Figura 4.13. Tensión de Von Mises en la componente tibial del implante para el caso 1 de cargas. Parte anterior. a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Figura 4.14. Tensión de Von Mises en la componente tibial del implante para el caso 1 de cargas. Parte posterior. a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!69 Figura 4.15. Tensión de Von Mises en la componente tibial del implante para el caso 2 de cargas. Parte anterior. a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Figura 4.16. Tensión de Von Mises en la componente tibial del implante para el caso 2 de cargas. Parte posterior. a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!70 Figura 4.17. Tensión de Von Mises en la componente tibial del implante para el caso 3 de cargas. Parte anterior. a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Figura 4.18. Tensión de Von Mises en la componente tibial del implante para el caso 3 de cargas. Parte posterior. a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!71 4.1.4. Desplazamientos del conjunto hueso - implante !Los mayores valores de desplazamientos se localizan en la meseta tibial. La prótesis con mayores desplazamientos es la prótesis de vainas, y la de menores desplazamientos la prótesis con vástago en offset y suplemento medial (Figuras 4.19 - 4.21 y Tabla 4.1). U magnitude (mm) U magnitude (mm) U magnitude (mm) U magnitude (mm) Vainas Offset con suplemento Offset sin suplemento Caso 1 1,71633 0,761405 1,89449 Caso 2 13,5198 5,69163 10,0859 Caso 3 10,2053 4,60185 8,64482 Tabla 4.1. Desplazamientos del conjunto tibia-implante Figura 4.19. Desplazamientos del conjunto tibia-implante para el caso 1 de cargas. a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!72 Figura 4.20. Desplazamientos del conjunto tibia-implante para el caso 2 de cargas. a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Figura 4.21. Desplazamientos del conjunto tibia-implante para el caso 3 de cargas. a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!73 4.2.3. Vástago tibial en offset sin suplemento !El modelo de remodelación ósea predijo la región cortical en la diáfisis de la tibia y su área trabecular correspondiente en la epífisis. El hueso cortical se encuentra principalmente en la corteza tibial; en la tibia proximal y en su canal medular se observa hueso trabecular (Figura 4.32). Figura 4.32. Predicciones de la distribución de densidad ósea (gr/cm3) obtenidas del análisis de remodelación antes de la colocación del implante. El porcentaje de volumen de hueso con un nivel de error determinado por cuatro intervalos de densidad diferentes para cada tipo de hueso se ha representado en la figura 4.33. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!80 Figura 4.33. Porcentaje de volumen óseo con un nivel de error determinado por cuatro intervalos de densidad diferentes en la tibia para la prótesis con vástago en offset sin suplemento El menor error en las predicciones se encontró en las regiones corticales donde la densidad ósea es mayor. A medida que la densidad ósea disminuyó se obtuvo un mayor error. El mayor error también se observó en las áreas donde se aplicaron las condiciones de contorno. En las figuras 4.34 y 4.35 se representa la evolución de la densidad ósea en el hueso al incorporar la componente tibial en él. Figura 4.34. Evolución de la densidad ósea (gr/cm3) a lo largo del tiempo para la prótesis en offset sin suplemento Error < 0,25 0,25 < Error < 0,5 0,5 < Error < 0,75 0,75 < Error < 1,0 7,42% 20,36% 30,38% 41,84% Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!81 Figura 4.35. Evolución de la densidad ósea (gr/cm3) a lo largo del tiempo para la prótesis en offset sin suplemento. Vista corte trasnversal En la siguiente figura se presenta la variación del radio de densidad ósea a lo largo del tiempo (Figura 4.36). Se observa que el ratio de densidad ósea (BMD) disminuye con el tiempo debido a la mayor rigidez de la prótesis con respecto al hueso, lo cual contribuye a la reabsorción ósea y disminución de las propiedades mecánicas, a la vez que aumenta el hueso trabecular y disminuye el cortical. Figura 4.36. Variación del “BMD ratio” en función del tiempo en la prótesis con vástago en offset sin suplemento 0 25 50 75 100 0 25 50 75 100 125 150 175 200 225 250 275 300 100 94,96 89,97 85,21 80,73 76,65 72,77 69,21 65,96 63,11 60,46 58,08 55,97 BMD ratio Tiempo (incrementos del análisis) Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!82 4.2.4. Comparación !En las figuras 4.37 y 4.38 se muestra la densidad ósea final de las tres tibias después de haber implantado cada una de las prótesis tras 300 días de análisis. En las tres prótesis se observa hueso trabecular en la epífisis. El hueso cortical se distribuye a lo largo de la diáfisis de diferente forma en cada una de las tibias. En la tibia con prótesis de vainas se distribuye en todo su perímetro, mientras que en las tibias con prótesis con offset se observa mas parte cortical en la zona medial. Figura 4.37. Densidad ósea (gr/cm3) después de la implantación de cada prótesis. a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento En la zona interna del hueso tibial de las tres prótesis se observa la concentración de hueso cortical en la zona de la punta del vástago, así como en la zona medial de las prótesis con offset. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!83 Figura 4.38. Densidad ósea (gr/cm3) después de la implantación de cada prótesis. Vista corte transversal a) Prótesis de vainas, b) Prótesis en offset con suplemento medial, c) Prótesis en offset sin suplemento Figura 4.39. Variación del “BMD ratio” en función del tiempo en los tres tipos de prótesis Vainas Offset con suplemento Offset sin suplemento 0 25 50 75 100 0 25 50 75 100 125 150 175 200 225 250 275 300 Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!84 En la figura 4.39 se compara el ratio de densidad ósea a lo largo del tiempo entre las tres prótesis. La máxima reducción se produce para la prótesis en offset con suplemento, le sigue la de vainas y la que menos reducción genera es la offset sin suplemento. Este efecto está directamente relacionado con la rigidez de la prótesis. La prótesis offset con suplemento es más rígida que el resto, de ahí que transmita menos tensiones al hueso y por lo tanto produzca una mayor reabsorción ósea. Esta excesiva reabsorción puede ser la causa del dolor que experimenta la paciente. La configuración con offset sin suplemento genera más tensiones en el hueso (Figura 4.1 - 4.16) de ahí la menor reabsorción ósea generada. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!85 Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!86 5.Conclusiones y líneas futuras Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!87 5.1. Introducción !En este capítulo se resume el trabajo realizado y las principales conclusiones derivadas de la investigación desarrollada en este Proyecto Fin de Carrera. Tras las conclusiones, se enumeran algunas de las líneas de desarrollo posibles como continuación de este trabajo. 5.2. Resumen de los principales resultados !En los dos apartados de resultados de este proyecto, a partir de los distintos casos de carga dependientes del momento del ciclo de la marcha, se han analizado la tensión principal máxima y deformación equivalente en el hueso, la tensión de Von Mises en el implante y los desplazamientos del conjunto de hueso e implante, además de la remodelación ósea de los tres tipos de prótesis para el estudio de la influencia de cada una en la reabsorción ósea. 5.2.1. Casos estáticos de carga !En este apartado se analizaron las siguientes propiedades con tres hipótesis de carga correspondientes al 0% del ciclo de la marcha, al 15% del ciclo de la marcha y al 25% del ciclo de subida de escaleras. A partir de los resultados obtenidos se ha llegado a las siguientes conclusiones: - Las mayor tensión principal del hueso se ha observado en el caso del 25% del ciclo de subida de escaleras, con mayor intensidad en la punta del vástago de las prótesis con offset. - La mayor deformación equivalente del hueso se ha observado en el caso del 15% del ciclo de la marcha, con mayor intensidad en la punta del vástago de las tres tibias, especialmente en la parte posterior. - Para la tensión de Von Mises en el implante se han encontrado valores similares para los casos de carga del 15% del ciclo de la marcha y 25% del ciclo de subida de escaleras. La prótesis con offset sin suplemento es la que ha presentado los mayores valores. - Los mayores desplazamientos del conjunto del hueso y el implante se han encontrado en el caso del 15% del ciclo de la marcha, destacando la prótesis de vainas en todos lo casos de cargas, seguida de la prótesis con offset sin suplemento. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!88 5.2.2. Análisis de remodelación ósea !Respecto a la evolución de la densidad ósea a lo largo del tiempo una vez incorporada la prótesis, se observa un aumento de la región trabecular en la epífisis, así como una disminución de la región cortical de la diáfisis. En la zona interna del hueso tibial se observa un aumento de la región cortical en torno a la punta del vástago de la prótesis, y una disminución en el resto del canal tibial. Además, de las tres prótesis analizadas, la de offset con suplemento es la que mayor reabsorción produce. 5.3. Conclusiones A partir de los resultados obtenidos, se ha llegado a las siguientes conclusiones: - La prótesis que produce una mayor reabsorción ósea de la tibia es la prótesis con offset con suplemento, lo cual explica el dolor de la paciente en la punta del vástago y sostiene la validación de los resultados computacionales con el análisis clínico realizado. Esto es debido a la mayor rigidez de la prótesis. - La prótesis que genera una menor reabsorción ósea es la offset sin suplemento debido a que produce mayores tensiones en el hueso, aunque la prótesis de vainas presenta unos valores de reabsorción muy similares. - Aunque la reabsorción ósea sea menor en la prótesis offset sin suplemento, éste vástago experimenta las mayores tensiones (siempre por debajo del límite elástico del material) en comparación con el resto de los vástagos. A largo plazo podría producirse un fallo por fatiga del material del vástago. Esto es debido al cambio de curvatura y posición que experimenta el vástago. 5.4. Líneas futuras Las conclusiones obtenidas en este proyecto son importantes, pero siempre se puede mejorar el trabajo realizado y explorar otros aspectos que permitan avanzar en la investigación realizada. Por lo tanto las futuras líneas de acción que se proponen son las siguientes: - Mejorar la validación del modelo de remodelación ósea ya que algunos de los resultados presentaban errores. - Estudiar las tres prótesis sobre el mismo paciente y en la misma tibia. Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!89 Influencia del vástago tibial de prótesis de rodilla de revisión en la reabsorción ósea!96