Diseño de utillaje para la implantación sistemática de prótesis de cadera

Proyecto Fin de Carrera Ingeniería de Telecomunicación Formato de Publicación de la Escuela Técnica Superior de Ingeniería Autor: F. Javier Payán Somet Tutor: Juan José Murillo Fuentes Dep. Teoría de la Señal y Comunicaciones Escuela Técnica Superior de Ingeniería Universidad de Sevilla Sevilla, 2013 Trabajo Fin de Grado Grado en Ingeniería de Tecnologías Industriales Diseño de utillaje para la implantación sistemática de prótesis de cadera Autor: Estiben Daniel Medina Hermosilla Tutores: Esther Reina Romo y Juan Mora Macías Dpto. Ingeniería Mecánica y Fabricación Escuela Técnica Superior de Ingeniería Universidad de Sevilla Sevilla, 2021 Trabajo Fin de Grado Grado en Ingeniería de Tecnologías Industriales Diseño de utillaje para la implantación sistemática de prótesis de cadera Autor: Estiben Daniel Medina Hermosilla Tutores: Esther Reina Romo Catedrática de Universidad Juan Mora Macías Profesor Contratado Doctor Dpto. Ingeniería Mecánica y Fabricación Escuela Técnica Superior de Ingeniería Universidad de Sevilla Sevilla, 2021 Trabajo Fin de Grado: Diseño de utillaje para la implantación sistemática de prótesis de cadera Autor: Estiben Daniel Medina Hermosilla Tutor: Esther Reina Romo y Juan Mora Macías El tribunal nombrado para juzgar el trabajo arriba indicado, compuesto por los siguientes profesores: Presidente: Vocal/es: Secretario: acuerdan otorgarle la calificación de: El Secretario del Tribunal Fecha: Agradecimientos Mi formación como ingeniero cierra una etapa muy importante. Hace cuatro años tuve que tomar la decisión de qué carrera escoger y a día de hoy estoy agradecido de haber escogido esta. A pesar de haber vivido una pandemia de por medio, ha sido de las mejores etapas de mi vida. Llegar hasta aquí no ha sido fácil, pero siempre he encontrado la motivación por esforzarme y han sido muchas las personas que me han acompañado en este camino y a las que me gustaría agradecer su tiempo, sus enseñanzas y su cariño. Gracias a ellos, he podido crecer como persona y convencerme a mí mismo del ingeniero en el que puedo convertirme. En primer lugar me gustaría agradecer a mis padres: Isabelo y Eusebia, siempre me ha acompañado su sentimiento de orgullo hacia mí. A mis amigos de la carrera: Roberto, que me ha acompañado desde el principio y Julio, que ha sido un aliado fundamental cuando decidí especializarme en la rama de Mecánica de Máquinas. También me gustaría agradecer a mi mejor amigo, mi mayor apoyo: Rafael, que me ha enseñado todo lo que no se enseña en los libros, me ha enseñado sobre la vida y me ha ayudado a alcanzar la madurez necesaria para la vida adulta y profesional. Él es quien mejor sabe las frustraciones que he experimentado en la carrera y quien más se merece acompañarme en mis logros. Asimismo debo agradecer a Pablo su ayuda en este trabajo, ya que me he visto atascado y agobiado en algunas ocasiones. Por otro lado, no puedo olvidarme de los profesores que me han transmitido sus mejores enseñanzas, entre los cuales se encuentran Esther Reina Romo, gracias a la cual tomé la decisión de especializarme en esta rama, Aída Estévez Urra, quien me ha dado clases en varias asignaturas y me ha transmitido su motivación por la fabricación, Jose Luis Escalona Franco, Daniel García Vallejo, Federico Paris Carballo y Andrés Sáez Pérez, por hacerme disfrutar de sus clases y hacer que me gustaran estudiar sus asignaturas. Asimismo, no quiero olvidarme de los profesores que conocí en las primeras etapas de mi carrera: Pedro José Paul Escolano y Carmen Hernández Mancera, que me enseñaron que las matemáticas son la herramienta fundamental de todo ingeniero, y Enrique Fernando Drake Moyano, el mejor profesor de física que he tenido la oportunidad de conocer. Estiben Daniel Medina Hermosilla Ingeniero Industrial Sevilla, 2021 I Resumen El ámbito de la ingeniería nunca ha estado desligado de la biomecánica. Es una rama de la ciencia muy importante que necesita de las herramientas de la ingeniería para el estudio y mejora del sistema locomotor humano. El interés de este trabajo reside en el estudio de prótesis de cadera para fémures mediante una serie de ensayos, para los cuales se requiere el diseño de unos utillajes especializados para la realización de los cortes y taladros necesarios para implantar la prótesis, y para la sujeción del fémur en la máquina de compresión. La idea es reducir al mínimo la variabilidad entre los ensayos de las distintas muestras. Para ello, se ha utilizado el programa Solid Edge en el que se ha realizado el diseño de los utillajes, la obtención de planos y la exportación a formato imprimible en 3D. Se han realizado diferentes diseños, y el diseño final se adapta tanto a las necesidades de los médicos como a los costes de fabricación, ya que será realizado por fabricación aditiva. III XÍndice 2.3.6 Ensayos de fractura 19 3 Metodología de Diseño del Utillaje 21 3.1 Requisitos del utillaje 21 3.2 Programa de diseño gráfico 23 3.3 Modelos de fémur 24 3.4 Obtención del modelo 3D de los fémures a partir de un TAC 25 4 Resultados del Proceso de Diseño 29 4.1 Diseño preliminar 29 4.1.1 Descripción general del modelo preliminar 29 4.1.2 Ventajas e inconvenientes 30 4.2 Diseño alternativo 30 4.2.1 Descripción general del modelo alternativo 30 4.2.2 Propuestas de mejora al diseño inicial 31 4.2.3 Implementación de las mejoras al diseño 32 4.3 Rediseño con el nuevo modelo de fémur 34 4.3.1 Diseño de la guía para la fisura 39 5 Conclusiones y Trabajos Futuros 47 5.1 Conclusiones 47 5.2 Trabajos Futuros 47 Índice de Figuras 49 Bibliografía 51 ANEXO I. Impresión 3D 55 ANEXO II. Planos 57 1 Grupo I 57 2 Grupo II 57 1 Introducción El arte de la medicina consiste en entretener al paciente mientras la naturaleza cura la enfermedad Voltaire, 1700 d.C. An tes de empezar, se van a explicar cuáles fueron los motivos de la realización de este proyecto y por qué he decidido llevarlo a cabo. Luego, se hablarán de cuáles son los objetivos tanto principales como secundarios. Finalmente, se explicará brevemente cuál es la estructura de este proyecto. 1.1 Motivación o justificación del proyecto La ingeniería puede aportar mucho a la medicina. Esto llevó a la aparición de la ingeniería biomédica, que se dedica al diseño y construcción de tecnologías y productos sanitarios, como pueden ser las prótesis. Los avances en este campo han derivado en una sociedad cada vez con mayor esperanza de vida, gracias a la evolución en las técnicas y al desarrollo de productos y dispositivos para mejorar la calidad de vida de los pacientes, ya no sólo humanos, sino también animales. Esto es lo que me ha atraído del proyecto, pues veo un nicho de mercado para el futuro, y una labor que te llena. 1.2 Objetivos del proyecto Se va a llevar a cabo un estudio biomecánico del comportamiento de las prótesis de cadera ante la aparición de una fisura en el calcar durante su implantación en el fémur. Para ello, se va a analizar un conjunto de especímenes y, para poder comparar los resultados, sería conveniente que todos estuvieran preparados exactamente de la misma forma, y que las condiciones de realización de los ensayos estuviesen normalizadas. Con esto, el objetivo principal es la realización de un utillaje que permita la preparación de los fémures siempre de la misma manera, para la implantación de una prótesis de cadera. Los objetivos secundarios incluyen la optimización del utillaje en cuanto a su diseño y fabricación (aditiva). Asimismo, para la llevar a cabo el objetivo principal, se han ido estableciendo las especificaciones de los cortes, taladros y fisuras que se deben realizar. 1.3 Estructura del proyecto El contenido del proyecto está organizado en las siguientes partes: Una primera parte, denominada Antecedentes al Diseño de Utillajes , que está compuesta por un apartado dedicado a rasgos generales de la biomecánica del fémur, seguido otro dedicado exclusivamente a las prótesis de cadera. Además, se incluye un apartado para tratar los ensayos experimentales. La necesidad de este último no está directamente ligada al diseño de este utillaje en particular, pero sí al diseño de otro utillaje que se realizará después de este, para fijar el fémur con la prótesis en la máquina para realizarle ensayos y ver la respuesta de la prótesis ante los esfuerzos. Cabe destacar que, aunque se vaya a ensayar sobre fémures artificiales, el uso del utillaje no se limita a estos, sino que es perfectamente válido también en uno real. 1 2Capítulo 1. Introducción En una segunda parte denominada Metodología de Diseño del Utillaje , se expondrán los requisitos que debía cumplir el diseño final, así como los softwares utilizados para el diseño y para la obtención del modelo de fémur que se va a utilizar. En una tercera parte, denominada Resultado del Proceso de Diseño , se hablará de las propuestas de diseño para preparar al fémur de forma sistemática, esto es, con la menor variabilidad posible, para la implantación de prótesis de cadera. El diseño definitivo ha sido fruto de continuas mejoras para su perfeccionamiento para la función que va a realizar. Finalmente, en la parte denominada Conclusiones y Trabajos Futuros , como su nombre indica, se establecerán las conclusiones del proyecto, así como los trabajos futuros que permitan seguir avanzando en el estudio previsto. 2 Antecedentes al Diseño de Utillajes La medicina sana las enfermedades del cuerpo, más la sabiduría libera al alma de padecimientos Demócrito, 400 a.C. El objetivo que se desea llevar a cabo, como hemos dicho, es el estudio biomecánico del comportamiento de las posibles opciones que ofrece la artroplastia total de cadera ante la posibilidad de aparición del crack del calcar en el fémur proximal durante la implantación de la misma. Es decir, para empezar, hay que conocer la biomecánica del femur y la transmisión de esfuerzos en la articulación. Tras esto, ya podemos abordar la artroplastia total de cadera, más comúnmente conocida como prótesis de cadera. Una vez se tenga la prótesis implantada en el fémur, cabría analizar su comportamiento ante cargas mediante unos ensayos experimentales, en concreto, de compresión. Hay especial interés en estudiar la propagación de una fisura en el calcar, la cual puede aparecer durante la implantación de la prótesis. Sin embargo, para normalizar, dentro de lo posible, la realización de los ensayos y así poder comparar los resultados, se va a remedar dicha fisura con alguna herramienta de corte. 2.1 Biomecánica del fémur Dentro de la biomecánica del fémur se va a hablar de las partes que componen la anatomía del fémur y de los ángulos característicos. También se van a mencionar detalles sobre la cinemática de la cadera y la articulación coxofemoral. Asimismo, se tratará la transmisión de esfuerzos en apoyo bipodal/monopodal y las propiedades mecánicas del tejido óseo. 2.1.1 Anatomía del fémur El fémur es el hueso más largo y pesado del cuerpo. En concreto, su longitud supone aproximadamente una cuarta parte de la altura de la persona. Consta de un cuerpo (diáfisis) y dos extremos (epífisis), proximal y distal, como se puede apreciar en la Figura 2.1 [12]. Todos los huesos están recubiertos por una membrana densa fibrosa llamada periostio, que es lisa y cubre todo el cuerpo excepto en las articulaciones, donde están recubiertas por cartílago articular. El cuerpo del fémur se halla constituido exteriormente por tejido compacto (cortical), el cual tiene una estructura densa similar a la del marfil, mientras que el interior está compuesto por tejido esponjoso (trabecular) formado por un entramado óseo de celdas tridimensionales llamadas trabéculas [40]. 3 4Capítulo 2. Antecedentes al Diseño de Utillajes Figura 2.1 Esquema de las partes principales del fémur [10]. El cuerpo es prácticamente cilíndrico, aunque en algunas zonas presenta la forma de un prisma triangular, con tres caras: anterior, posterointerna y posteroexterna, y con tres bordes: posterior (línea áspera del fémur) y laterales interno y externo [ 12 ]. En la Figura 2.2 la línea vertical representa el soporte del peso, y se ve una representación más detallada de las partes que compone el fémur: cabeza, cuello, trocánteres, cóndilos, etc. Figura 2.2 Esquema completo de las partes del fémur [21]. 2.1 Biomecánica del fémur 5 El extremo inferior (ver Figura 2.3) lo constituyen principalmente dos salientes denominados cóndilos interno y externo, que se encuentran unidos por su parte anterior y separados por su parte posterior por la escotadura intercondílea [12]. Estos se apoyan en los meniscos para formar la articulación de la rodilla. Figura 2.3 Extremo distal del fémur [20]. En el extremo superior (ver Figura 2.4) o extremidad proximal del fémur (EPF) se halla la cabeza del fémur, que es una gran saliente lisa y esférica (casi 2/3 de una esfera) que se une al resto a través del cuello y que presenta una foseta para el ligamento redondo [ 12 ]. El cuello tiene la geometría de un cilindro aplanado en sentido anteroposterior [24]. En la base de este se encuentran los trocánteres mayor y menor. Figura 2.4 Extremo proximal del fémur [20]. 6Capítulo 2. Antecedentes al Diseño de Utillajes Ángulo de inclinación y ángulo de anteroreversión El eje de la cabeza y el cuello del femur forma con el eje longitudinal del cuerpo del fémur un ángulo conocido como ángulo de inclinación, diafisario o de Fick. Este ángulo va disminuyendo a medida que crece una persona. En la Figura 2.5 se puede apreciar esta evolución del mismo comparando a un niño, un adulto y un anciano. Este ángulo es menor en las mujeres por tener la pelvis menor más ancha, aumentando la oblicuidad del cuerpo del fémur. Gracias a este ángulo, se permite una mayor movilidad del fémur en la articulación coxal, ya que sitúa la cabeza y el cuello más perpendiculares al acetábulo en la posición neutral. [12] Figura 2.5 Ángulo de inclinación y ángulo de torsión [21]. Un ángulo normal oscila entre 120 º y 135 º . Cuando es menor se conoce con el término de coxa vara, y cuando es mayor, coxa valga. Ambos casos tendrían impacto en la biomecánica de la cadera. En una coxa vara, se tendría mayor brazo de palanca para los abductores de cadera, permitiendo un aumento de la capacidad para producir fuerza de músculo. Sin embargo, el cuello del fémur se verá sometido a esfuerzos mayores. En el caso de coxa valga, sucede al contrario [13]. En la Figura 2.7 se pueden ver los distintos casos. Figura 2.6 Denominaciones según el ángulo de inclinación [5]. En una vista superior del fémur de la Figura 2.5, se aprecia que el eje del cuello femoral forma con el eje transversal que atraviesa los cóndilos femorales, un ángulo denominado ángulo de torsión del fémur, de declinación o de anteversión. Normalmente se estima con un valor promedio de 12 º . Este ángulo permite los movimientos rotatorios de la cabeza del fémur dentro del acetábulo, colocado oblicuamente, para convertirlos en los movimientos típicos de flexión/extensión, abducción/aducción y rotación interna/externa del muslo [ 12 ]. De este modo, en la cadera se tiene movilidad en los planos sagital (divide en derecha e izquierda), transversal (divide en parte superior e inferior) y frontal (divide el cuerpo en parte anterior y posterior). 2.1 Biomecánica del fémur 7 2.1.2 Cinemática de la cadera La rotación tiene lugar alrededor de un eje vertical que pasa por la cabeza del fémur. Durante la rotación interna, el cóndilo medial del fémur describe un arco hacia atrás con respecto al cóndilo tibial medial, mientras que el trocánter mayor se mueve hacia delante [ 14 ]. La rotación en el plano transversal oscila alrededor de 8 º durante el ciclo. En términos de rango, la rotación externa puede alcanzar los 90 º y la interna los 70 º , cuando la articulación de la cadera está flexionada. Estando extendida los rangos son de 60 º y entre 30 º y 60 º respectivamente [40]. Por otro lado, los movimientos de abducción-aducción pasan alrededor del eje anteroposterior que pasa por el centro de la cabeza del fémur [ 14 ]. Estos se presentan a lo largo del ciclo de la marcha como una leve oscilación. La máxima movilidad se obtiene con las dos piernas en posición de abducción y el ángulo puede llegar a los 120º. En el caso de la aducción alcanza unos 25º[40]. Finalmente, en los movimientos de flexión-extensión la cabeza rota dentro del acetábulo alrededor de un eje transversal [ 14 ]. La máxima libertad se da con la flexión de la cadera con la rodilla flexionada y se encuentra entre 140º-150º. La máxima extensión sólo llega a 20ºde valor máximo [40]. Figura 2.7 Movimientos de la articulación coxofemoral [29]. 2.1.3 Articulación coxofemoral La articulación coxofemoral (ver Figura 2.8) une la cabeza del fémur y el acetábulo en la pelvis. Es una articulación particularmente sólida y estable. Las superficies articulares son curvas recíprocamente pero no del todo congruentes. La cabeza del fémur está íntimamente encajada en la fosa acetabular y se encuentra abrazada por un anillo fibrocartilaginoso denominado rodete cotiloideo, el cual amplía la profundidad del acetábulo. La cabeza del fémur está cubierta por el cartílago articular, excepto en la unión del ligamento redondo [ 14 ]. El ligamento redondo de la cabeza femoral provee buena estabilidad y captación muy firme a la cadera. Si se padece osteoartritis, el cartílago se va erosionando gradualmente [ 13 ]. La superficie articular del acetábulo forma un anillo incompleto y está cubierta por cartílago articular salvo en el fondo de la fosa acetabular, donde se aloja una masa fibroelástica de grasa cubierta por membrana sinovial [ 14 ], que facilita los desplazamientos. [40]. Las estructuras ligamentosas de la articulación son las siguientes: cápsula articular, rodete cotiloideo y los ligamentos redondo, iliofemoral, isquiofemoral y transverso del acetábulo [14]. La cápsula articular es fuerte y densa. Forma un manguito que nace en el hueso coxal y se inserta en el cuello femoral a nivel de la línea intertrocantárea. En la parte superior, sus fibras circulares (ligamento orbicular) están reforzadas por el ligamento iliofemoral, que es el más fuerte de la anatomía. También está reforzada por los ligamentos pubofemoral e isquiofemoral [14]. El ligamento redondo se inserta en la cabeza femoral. En el coxal, las fibras medias se insertan en el ligamento transverso del acetábulo [14]. 8Capítulo 2. Antecedentes al Diseño de Utillajes Figura 2.8 Articulación coxofemoral [18]. 2.1.4 Transmisión del peso corporal En la Figura 2.9 se puede ver la transmisión del peso corporal, que se realiza desde la columna vertebral, en concreto, desde el sacro (S), hacia la cintura pélvica, a través de las articulaciones sacroilíacas (SI). Luego, se transmite hacia el fémur (F) a través de cada articulación acetabular (AC). Figura 2.9 Soporte de peso de la pelvis [7]. Apoyo bilateral En bipedestación, la articulación sacroilíaca se desplaza en sentido vertical al aplicar cargas axiales. En apoyo bipodal se producen fuerzas de compresión en los acetábulos [ 7 ]. Para soportar mejor la postura erguida, los fémures se disponen oblicuamente (en dirección inferomedial) en el interior de los muslos. Debido a la mayor anchura de la pelvis, los fémures de las mujeres son ligeramente más oblicuos que los de los hombres. El extremo distal de cada fémur se articula con la rótula y la tibia y, a través de esta se transfiere el peso desde la articulación de la rodilla a la talocrural [12]. La magnitud de cada una de las reacciones articulares, que se producen en el contacto entre la cabeza femoral y la superficie acetabular, es la mitad del peso del cuerpo suprayacente. Esto es, como normalmente las extremidades inferiores suponen un tercio del peso total, el peso suprayacente es dos tercios del peso total del cuerpo y por tanto, cada reacción soporta un tercio del peso corporal. Este valor de las fuerzas de reacción podría incrementar debido a la actividad muscular de la articulación cuando se contraen los músculos para evitar oscilaciones [40]. Estas reacciones se pueden descomponer en una componente de compresión (Rc) y otra de deslizamiento (Rs) considerando el ángulo de inclinación (125ºcomo valor medio) como se puede ver en la Figura 2.10. 2.1 Biomecánica del fémur 9 La componente de deslizamiento es ligeramente menor que la de compresión. En personas con coxa valga, la componente de cizallamiento sería menor y la de compresión mayor. En coxa vara ocurriría al contrario. Figura 2.10 Componentes de la reacción articular [40]. Apoyo unilateral En apoyo monopodal, existe una flexión anterior que genera fuerzas de distracción superiores y fuerzas de compresión inferiores [ 14 ]. Cuando una persona se apoya sobre un solo pie, todo el peso se va a transmitir a través de la articulación coxofemoral de ese lado. Por un lado, se tiene la resistencia debida al peso del cuerpo y por otro, el esfuerzo necesario para evitar que ese peso caiga, el cual realiza el glúteo medio [ 13 ]. La aplicación de fuerzas musculares sobre un modelo monopodal produce unas fuerzas potencialmente dañinas para la articulación sacroilíaca y picos de carga sobre la pelvis mayores al doble de la masa corporal [ 14 ]. En casos de coxa valga, la carga puede llegar a ser de 7 veces el propio peso [13]. En este tipo de apoyo, la línea de gravedad del cuerpo suprayacente no pasa por el centro de la cadera y se genera un momento que tiende a volcar la cadera hacia el lado sin apoyo. Este momento debe ser contrarrestado por acción muscular. El principal estabilizador de la cadera es el grupo muscular abductor. La fuerza ejercida por los abductores sobre el fémur se calcula estableciendo condición de equilibrio en el centro de rotación de la cadera (ver Figura 2.11). Las longitudes de los brazos de la palanca se miden mediante radiografías, con una línea perpendicular a la línea de aplicación de cada fuerza que pase por el centro de rotación de la cabeza del fémur. La línea de aplicación del peso se haya extendiendo hacia arriba una recta que atraviese el talón. La de los abductores es la que se aproxima al tendón del glúteo medio [40]. Figura 2.11 Esquema del apoyo unipodal [40]. 16 Capítulo 2. Antecedentes al Diseño de Utillajes Figura 2.22 Cotilo fijado por presión [33]. 2.2.5 Fricción y lubricación En el diseño de las prótesis de cadera se persigue un desgate mínimo, lo cual requiere un bajo coeficiente de fricción. La lubricación de la articulación disminuye la resistencia a la fricción y el desgaste. El líquido sinovial actúa como lubricante natural, apoyado por el cartílago articular consiguiendo un coeficiente de fricción del orden de 0,002 a 0,004 soportando 1 MPa de esfuerzo. En las prótesis también se busca favorecer que el líquido sinovial actúe como lubricante [40]. La bondad de la lubricación depende del diseño del aclaramiento radial y el radio de la cabeza femoral, así como de la esfericidad, que evitará tensiones por punto de contacto. Además, es importante tener en cuenta las propiedades de los materiales y el acabado de ambas superficies. De esta forma, con la reducción de la cabeza femoral respecto a la copa acetabular (aclaramiento radial positivo) se aumenta la lubricación y se reduce el coeficiente de fricción y el desgaste. No obstante, puede aparecer una disminución del rango de movilidad de la cadera o un aumento de las probabilidades de luxación protésica. Por ello, se intenta actualmente mejorar la fricción reduciendo la rugosidad y mejorar también la esfericidad, así como un óptimo aclaramiento radial. 2.2.6 Cronología de las prótesis de cadera La artroplastia de cadera ha evolucionado notablemente. Las prótesis primitivas consistían en una cúpula que se colocaba sobre la cabeza femoral, cuyo material inicial fue el cristal y luego fue sustituyéndose por otros hasta que se desarrolló la aleación cromo-cobalto Vitalium, que fue la primera aleación metálica inerte utilizada en cirugía ortopédica. La primera técnica de resuperficialización fue la cúpula diseñada por Smith-Petersen, iniciando la era moderna para los implantes de cadera. En esa época también empezó a usarse la copa acetabular para recibir la cabeza de la prótesis femoral. Posteriormente, se diseñó un modelo de cabeza femoral con un vástago corto, que evolucionó al modelo de prótesis metálica con vástago intramedular. Este último presentaba fallos en el vástago y se intentaron diferentes mejoras intentando reducir material en el vástago. El diseño de una componente acetabular atornillada y el posterior uso de cementos acrílicos, por el cirujano John Charnley en los años 60, mejoraron la fijación de la prótesis. Desde la época de Charnley los cambios han sido relacionados con la geometría y el uso de nuevos materiales. Hoy en día, algunos de los problemas que se tenían en el inicio de los implantes de cadera, como la infección y la rotura de vástagos, han sido resueltos, en su mayoría. Lo que se busca ahora es el aumento de la vida media, mejorando la fijación del vástago. En las prótesis cementadas se persigue la mejora del cemento, mientras que en las prótesis no cementadas se centra la investigación en la mejora de los recubrimientos porosos o la implantación de células madre para generar tejido óseo. El éxito a largo plazo de una prótesis depende en su mayor parte de la respuesta del cuerpo a las partículas de desgaste. Además, dependiendo de cada paciente, requerirá un diseño, un material y un método de fijación concretos. Las técnicas actuales de fabricación permiten la personalización de las prótesis [40]. 2.2.7 Fallos en las prótesis de cadera Se considera el fallo de un implante cuando este tiene que ser extraído antes de lo previsto. Los fallos se pueden manifestar como deformaciones permanentes o fracturas, tanto en el propio implante como en el hueso. A menudo viene ocasionado por una incorrecta fijación, sobrecarga, fatiga, corrosión o desgaste. Asimismo, pueden producirse infecciones, inflamaciones u otro tipo de alteraciones del cuerpo como consecuencia de la presencia de un elemento extraño [40]. 2.3 Ensayos experimentales 17 Sobrecarga : las cargas estáticas pueden producir el fallo por fluencia si se supera cierto valor de carga según el criterio de Von Mises. Por otro lado, las cargas cíclicas al caminar pueden producir el fallo por fatiga, causa principal de fallo en prótesis de cadera, ya que aunque las cargas sean relativamente bajas, está sometido a un número elevado de repeticiones. Fractura : generalmente se da en el vástago femoral, pero actualmente no son muy comunes. Son resultado del aumento de las solicitaciones o de defectos internos. Desgaste y fricción :las partículas de desgaste, liberadas en el par articular con el movimiento relativo de las superficies, podrían ser tóxicas. Los pares articulares metal-polímero presentan mejor resultado que las de metal-metal en cuanto a la biocompatibilidad de estas partículas. Aflojamiento aséptico : el implante que se encuentra unido al tejido óseo inicialmente pierde estabilidad y comienzan a producirse micromovimientos. Estos producen una reabsorción ósea que acelera el aflojamiento. La otra gran causa del aflojamiento a largo plazo son las partículas de desgaste, que generan actividad osteolítica, que consiste en la destrucción del hueso por la disolución de los componentes minerales. Corrosión: los implantes pueden deteriorarse por la interacción con el cuerpo humano, que es un medio químico muy agresivo. Las prótesis de cadera suelen ser de un material metálico y puede corroerse por ataque uniforme, ataque galvánico (en prótesis modulares cuyos componentes son de metales distintos), o de forma localizada (el acero inoxidable es propenso a este tipo de corrosión porque debe su estabilidad a una fina partícula de óxido). Fractura periprotésica : en condiciones naturales, en el fémur, las cargas de la cabeza femoral se transmiten como esfuerzos axiales de compresión simple y esfuerzos normales de flexión, distribuidos en la sección recta de la diáfisis. Estas cargas se transfieren por medio de las trabéculas. Mediante la sustitución de la cabeza femoral por un implante, las cargas disminuyen en la zona proximal pero el fémur se sobrecarga en la diáfisis. La prótesis soporta la carga y el hueso se encuentra sometido a una presión interna, en lugar de bajo compresión como en su estado natural. Al someterse a cargas cíclicas al caminar se pueden producir fallos por fatiga en zonas vecinas al implante. 2.3 Ensayos experimentales Lo más habitual en la realización de ensayos experimentales en fémures es la medición de deformaciones en la superficie del hueso, ya que es relativamente fácil de obtener y ofrece mucha información global y local. Si se trabaja con fémures artificiales, primero hay que caracterizarlos mecánicamente midiendo su rigidez y su deformación crítica de rotura. Esto se suele hacer con ensayos de flexion a tres puntos. Aunque los fémures puedan estar sometidos a distintos modos de carga en su vida diaria, se suelen realizar ensayos de compresión. En la Figura 2.23 se puede apreciar cómo se fija un fémur en una máquina universal para la realización del ensayo. Como se verá, el ángulo de incidencia es importante. Figura 2.23 Fijación del fémur para ensayo de compresión [15]. En los fémures que se van a emplear en este proyecto, se implantará una prótesis y se les realizará una fisura. La necesidad de los ensayos experimentales radica en la determinación de un modelo de comportamiento del fémur ante esas condiciones. 18 Capítulo 2. Antecedentes al Diseño de Utillajes 2.3.1 Modos de carga Los huesos pueden estar sometidos a combinaciones de cargas que se van a mencionar a continuación [40]. Compresión : la solicitación máxima bajo compresión se da en planos perpendiculares a la dirección de la carga. La compresión provoca un acortamiento longitudinal y un ensanchamiento transversal. Tracción : al igual que en compresión, la solicitación máxima se da en planos perpendiculares a la carga, aunque la tracción provoca un alargamiento longitudinal y estrechamiento transversal. Los huesos soportan peor la tracción que la compresión. Cortadura : cuando se aplica una fuerza paralela a la superficie de la estructura se producen solicitaciones de cortadura e internamente se producen deformaciones angulares. Siempre que una estructura está sometida a tracción/compresión se producen esfuerzos de cortadura. El hueso cortical soporta menor esfuerzo de cortadura que de tracción/compresión. Flexión : someter un hueso a flexión produce una combinación de tracción y compresión. La magnitud de las solicitaciones es proporcional a la distancia al eje de flexión. Las fracturas por flexión son habituales en huesos largos. Torsión : aplicar una carga de manera que le causa un giro sobre un eje produce un momento interno. Se distribuyen cargas de cortadura por la estructura cuya magnitud es proporcional a la distancia al eje, como en flexión. Los esfuerzos de cortadura máximos se dan sobre planos paralelos y perpendiculares al eje y las de tracción y compresión sobre un plano diagonal. Cabe destacar que las cargas pueden ser aplicadas de forma estática o cíclica. Cuando se aplican de forma cíclica a cierta frecuencia determinada, se producen microfisuras para niveles bajo de carga, y puede producirse la fractura sin llegar al límite elástico. 2.3.2 Ensayos en fémures artificiales Para ensayar el fémur de forma realista necesitamos un fémur y lo más real sería usar femures cadavéricos, los cuales, por razones éticas son difíciles de obtener y, además, manipularlos representan un riesgo sanitario. Como alternativa está el uso de hueso animal o de fantomas. Los fantomas son producidos por empresas extranjeras y tienen un alto costo. La compañía Sawbones (Sawbones Europe AB, Malmo, Suecia) comercializa con toda clase de simulantes de tejido humano. Es la cuarta generación de modelos de fémures artificiales que diseñan y fabrican. Estos fémures son muy útiles en estudios de investigación. La primera cuestión que se presenta es determinar sus propiedades mecánicas y comprobar el grado de similitud con las de un fémur humano real. Los primeros estudios comparativos fueron llevados a cabo por Cristofolini et al. [ 22 ]. Los fémures fueron ensayados en primer lugar bajo una carga constante, luego bajo carga axial y finalmente, en un ensayo de flexión a 4 puntos. Cabe destacar que la variabilidad entre los huesos artificiales es de entre 20 a 200 veces menor, según Cristofolini et al. Otras comparaciones incluían, además, la carga de fractura. En algunos de estos análisis se aplicaban cargas poco habituales en la vida real (torsión, flexión a tres o cuatro puntos) cuando lo más habitual sería realizar ensayos a compresión del fémur con una carga que se aplica sobre la cabeza femoral formando un ángulo de 10 º aproximadamente con el eje principal de la diáfisis. Asimismo puede ensayarse con cargas cíclicas similares a las producidas al caminar, simulando las condiciones de fatiga de la vida cotidiana. Esto último, sobre todo, se emplea para analizar el comportamiento de las prótesis o de los tornillos de fijación para fracturas. Es importante tener presente las limitaciones a la hora del uso de los huesos artificiales. Pueden ser adecuados para simular el comportamiento global de un hueso joven y sano. Si se pretendiera obtener resultados similares al hueso trabecular osteoporósico, se podría emplear una espuma de menor densidad. En resumen, es posible utilizar los huesos artificiales en un análisis de fractura si se dan unas condiciones de contorno realistas del ensayo. Además, gracias a la facilidad de manipulación de estos huesos, ha sido posible el estudio de su comportamiento con prótesis de cadera femoral [34] [27]. Otro campo de la biomecánica en el que los fémures artificiales pueden ser útiles es en el estudio de nuevas técnicas de medida de deformaciones y tensiones. En los últimos años se han desarrollado técnicas como la termografía infrarroja (análisis termo-elástico de tensiones). En este caso, al aplicar una carga sobre la cabeza femoral, el hueso sufre ligeros aumentos de temperatura que pueden ser convertidos en tensiones superficiales a través de los parámetros térmicos de calor específico y coeficiente de expansión térmica [ 15 ]. 2.3 Ensayos experimentales 19 2.3.3 Análisis de carga Los aspectos a considerar cuando se realiza un ensayo experimental sobre un fémur son la carga a aplicar (ángulo de incidencia y magnitud) además de las condiciones de contorno. A partir de análisis previos y con la ayuda de elementos finitos, ha sido posible analizar diferentes ángulos de incidencia de carga y hallar cuál somete al fémur a tensiones más propensas a fractura. Estos ensayos han sido realizados tanto para posiciones normales (marcha, subiendo o bajando escaleras, andando de prisa, apoyarse en una pierna, sentarse o levantarse) como para configuraciones de caída lateral [15]. Entre las posiciones normales, se ha llegado a la conclusión de que la carga que provoca mayor riesgo de fractura, en términos de deformación principal, es aquella que forma un ángulo de 8 º en el plano frontal y neutral en el plano sagital con el eje de la diáfisis [9]. Por otro lado, la caída lateral es un proceso dinámico y su estudio es importante, ya que son causantes del 90% de las fracturas de cadera. El daño en el hueso puede ser provocado también por la fatiga, ya que la capacidad de reparación del hueso puede ser menor que la formación del daño [23]. 2.3.4 Caracterización mecánica de los fémures artificiales La obtención de unas propiedades mecánicas realistas del hueso artificial es importante para reproducir fielmente un comportamiento similar al de los huesos reales. Mediante el ensayo de flexión a tres puntos se pueden obtener el módulo de Young (E) y la deformación crítica de rotura ( εc ). El hueso cortical aporta la rigidez al fémur artificial [15]. Ensayo normalizado a tres puntos para obtener el módulo de Young : este ensayo permite medir la flecha en la sección central del espécimen y, con ella, obtener el módulo de Young. Asegurando condiciones cuasiestáticas y considerando un comportamiento isótropo y elástico lineal, el módulo de Young se puede relacionar con el desplazamiento en la zona central de la probeta a partir de la siguiente expresión: d= PL3 48EI (2.1) Donde P es la carga, L es la distancia entre los apoyos e I es el momento de inercia de la sección transversal de la probeta. Ensayo normalizado a tres puntos para obtener la deformación crítica (εc) : en este caso, los especímenes tienen una muesca en la zona media para asegurar la aparición de una fisura en dicha zona debido a la concentración de tensiones en ese punto. Tras obtener la carga de rotura, aplicada de manera cuasiestática, se emplea un modelo numérico que reproduce la geometría de la probeta, sus propiedades mecánicas y la carga de rotura, y de este modo, se obtiene la deformación máxima principal en la zona media de la muesca. 2.3.5 Ensayos de rigidez Se puede ensayar el fémur artificial a compresión dentro de su régimen elástico en una máquina universal de tracción-compresión. La carga se aplica en la posición normal del fémur, en la cual forma 8ºen el plano frontal y neutral en el plano sagital, ya que provoca un mayor riesgo de fractura en términos de deformación máxima principal [15]. En la zona de la diáfisis se producen esfuerzos de tracción-compresión prácticamente puros, mientras que en el cuello femoral, las deformaciones son más complejas. En cuanto a la magnitud de las deformaciones, normalmente, el valor máximo en compresión se da en la zona inferior del cuello, mientras que, en tracción, se da en la zona superior del cuello. 2.3.6 Ensayos de fractura En este tipo de ensayos se lleva al fémur artificial fuera del régimen elástico. Con el mismo ángulo de incidencia que antes, se puede incrementar la carga sobre la cabeza femoral hasta producir su fractura. Esto permite obtener la carga máxima que soporta el fémur. Cabe detallar que, la fractura suele ser frágil debido a las propiedades de los materiales, en concreto del hueso cortical [15]. 3 Metodología de Diseño del Utillaje El valor de una idea radica en el uso de la misma Tomas A. Edison, 1931 En este capítulo se van a describir las especificaciones que deberá cumplir el diseño final del utillaje. Además, se hablará de las herramientas que nos permitirán realizar el diseño, así como los modelos del sawbone que se van a utilizar. 3.1 Requisitos del utillaje Como se dijo anteriormente, se necesita un utillaje que permita preparar de manera sistemática todos los fémures a los que se les va implantar una prótesis para luego realizarles los ensayos. Esto permitirá que todos estén cortados y perforados exactamente de la misma manera. Uno de los requisitos del diseño tiene que ver con realización del corte del cuello femoral. Este debe ser un corte a 45 º de la línea media del fémur y a 1 cm del trocánter menor como se puede apreciar en la Figura 3.1. Tras eso, el utillaje debe también permitir la realización guiada de una fisura pasante de 8 mm en el calcar, como la de la Figura 3.4. Como se sabe, esta fisura remedaría a una que se puede producir con la implantación de la prótesis. Además, para reducir la variabilidad, se va a preparar el canal femoral (Figura 3.2) mediante un taladro previo a la introducción de unas raspas anatómicas (Figura 3.3), que incrementan el grosor del canal óseo hasta el tamaño programado. El taladro permitirá la aseguración del vástago del implante en la dirección correcta y su profundidad depende la longitud de este último. Cabe señalar que la inserción de las raspas se realiza a golpes de martillo, y ello puede introducir cierta incertidumbre entre los fémures. De hecho, este paso es el causante de una posible aparición de la fisura en el calcar. 21 22 Capítulo 3. Metodología de Diseño del Utillaje Figura 3.1 Línea de corte a 45ºpara la sierra. Figura 3.2 Preparación del canal femoral [11]. Figura 3.3 Raspa anatómica o fresa. 3.2 Programa de diseño gráfico 23 Figura 3.4 Fisura en el calcar del fémur. En la Figura 3.5 se muestra la hoja de sierra oscilante que se va a utilizar para la realización del corte del cuello femoral. Cuenta con una longitud de corte de 69 mm, un ancho de 27 mm y un espesor de 0,8 mm. Figura 3.5 Hoja de sierra oscilante quirúrgica seleccionada [36]. Por otro lado, en la Figura 3.6 se muestra la broca de taladrar con la cual se llevará a cabo la perforación del canal femoral. El fresado distal debería iniciar en una posición central, alineado con el canal intramedular. La estabilidad primaria del vástago en el hueso receptor es el factor limitante. La longitud de la broca vendrá determinada por la talla del vástago que se vaya a colocar, la cual se sabrá tras una planificación preoperatoria con radiografías. Figura 3.6 Broca de 10 mm para el taladro [28]. 3.2 Programa de diseño gráfico Para el diseño del utillaje se empleará un programa de diseño avanzado llamado Solid Edge Academic ® . Este es un programa de parametrizado de piezas en 3D basado en un software de diseño asistido por ordenador (CAD) que permite el modelado de piezas de distintos materiales, ensamblaje de conjuntos, doblado de chapas, soldadura y funciones de dibujo en plano. Entre sus características destacables se encuentran: máxima rapidez en el diseño interactivo y reducción del tamaño de archivo. También permite el diseño con cotas en 3D, presenta una alta flexibilidad, no necesita regeneración para las ediciones y edita la geometría sin importar el orden de la creación. Además, utiliza las herramientas de edición en cualquier modelo y aprovecha el poder del 3D con la simplicidad del 2D [14]. 24 Capítulo 3. Metodología de Diseño del Utillaje 3.3 Modelos de fémur Para la realización de los ensayos se utilizarán huesos de material compuesto (composite bones), ya que han mostrado una variabilidad menor respecto a los especímenes cadavéricos, independientemente de los regímenes de carga, ofreciendo, por tanto, unas condiciones de ensayo más fiables. Otra de las ventajas son los ilimitados tamaños de muestras sin requerimientos concretos de manipulación o conservación. A través de varias investigaciones de materiales, se han ido desarrollando nuevas generaciones de hueso cortical para simular de manera más cercana el hueso natural. En la Figura 3.7 se muestra el modelo de fémur que se utilizará para los ensayos. Se trata de huesos Sawbones compuestos de 4 ª generación, los cuales modelan la capa cortical del hueso natural utilizando una mezcla de fibras de vidrio y resina epoxy inyectada a presión alrededor de un núcleo de foam o espuma de poliuretano rígido de alta densidad. Este foam tiene propiedades más uniformes que el hueso natural. En la capa trabecular son isotrópicas y en la zona cortical son ortotrópicas, debido al efecto fibra. En un futuro podrían aparecer nuevos desarrollos más precisos. Los huesos naturales presentan propiedades mecánicas muy variables ya que dos individuos llevarán alimentaciones diferentes, estados de salud diferentes, las distribución esponjosa puede ser diferente afectando a sus densidades, etc. [26] El hueso artificial, sin embargo, proporciona propiedades mecánicas conocidas y homogéneas en cualquier punto. Estas son: 0,24 g/cm 3 de densidad, 4.1 MPa de resistencia y 68.4 MPa de módulo de Young. Su único inconveniente es el coste económico ($220) [35]. Figura 3.7 Modelo 3406-18 de Sawbone de 4ªGeneración [35]. Cabe destacar que, para el diseño del utillaje ha sido necesario un modelo en CAD del hueso, el cual se podía obtener de la misma empresa que los fabrica, pero tenían un coste elevado. Entonces, se optó por descargar un modelo gratuito de la red [ 17 ] para los diseños preliminares y, una vez se tuvieran los sawbones en físico, proceder a realizarles un TAC. En la Figura 3.8 se muestran la señalización de la línea de corte en el cuello femoral y en la Figura 3.9 los huesos tras realizar dichos cortes con el uso de una sierra oscilante. Figura 3.8 Resalte de la trayectoria de la hoja de sierra. 3.4 Obtención del modelo 3D de los fémures a partir de un TAC 25 Figura 3.9 Modelos artificiales con los cortes realizados. 3.4 Obtención del modelo 3D de los fémures a partir de un TAC Para la obtención de un modelo 3D de los fémures, que sea fiel a aquellos con los que se va a trabajar realmente, se llevó a cabo un TAC de los modelos de 3 ª generación para escanear su geometría (idéntica a la de los de 4ªgeneración, varía la composición) y cuyo formato de exportación fue en archivos DICOM. Mediante el software InVesalius se procedió a la importación de dichos archivos DICOM personalizando el umbral, como se ve en la Figura 3.10 y creando la superficie 3D. Figura 3.10 Interfaz de InVesalius. Como se puede apreciar, además del hueso aparecen tres planchas, las cuales se han intentado eliminar haciendo uso de la herramienta “Separar todas las superficies de desconexión” como se muestra en la Figura 3.11, pero el programa dejaba de responder. Por lo tanto, se procedió a la edición manual de la máscara, borrando de ella lo correspondiente a esas superficies. Lo ideal hubiera sido hallar una forma rápida de hacerlo, pues en los planos de corte sagital y coronal había 389 imágenes y en el axial, 827. Tras investigar y probar, finalmente lo único que resultó fue editar cada una de las 389 imágenes del plano de corte sagital, que es donde se apreciaban mejor las líneas de dichas superficies. El resultado final se muestra en la Figura 3.12. 32 Capítulo 4. Resultados del Proceso de Diseño Figura 4.4 Sargento para sujeción [6]. 4.2.3 Implementación de las mejoras al diseño Se ha realizado un molde en dos piezas que encajan entre sí. Ambas partes contienen un negativo del hueso hasta la mitad de la diáfisis, lo que permitirá fijarlo en posición. Estas se fijarán usando 4 tornillos Allen de acero (DIN 912), de métrica M10 con una longitud de rosca de 55 mm. Estos tornillos irán fijados con unas tuercas hexagonales (DIN 934) y unas arandelas planas (DIN 125) también de acero. En la Figura 4.5 se ve la parte inferior del molde con los huecos para los tornillos en las esquinas, la impresión del fémur en la pieza, dos hendiduras en los laterales para facilitar el encaje con la otra parte del molde, un hueco a 45 º en el cuello del fémur para la colocación del canal que guiará la hoja de sierra y un hueco longitudinal que guiará la broca en la perforación del canal. Figura 4.5 Vistas del molde inferior. En la Figura 4.6 se muestra el molde superior con la otra mitad de todo lo enumerado en el molde inferior. 4.2 Diseño alternativo 33 Figura 4.6 Vistas del molde superior. Para el canal que guiará la hoja de sierra se emplearán 4 pletinas de acero inoxidable cuyas medidas serán de 90x15x3 mm. Estas serán fijadas con unos tornillos ranurados de acero de cabeza cilíndrica (DIN 84) de métrica M6 y longitud de rosca 16 mm. Estos tornillos irán fijados con unas tuercas hexagonales de acero (DIN 934) y, para permitir el hueco entre las pletinas, se usarán un par de arandelas planas de acero (DIN 125) por tornillo. Para la fijación de las pletinas al utillaje se han prediseñado unos pozos que fijarían las tuercas y las cabezas de los tornillos. En la Figura 4.7 se puede apreciar el montaje. Figura 4.7 Guía de la hoja de sierra. 34 Capítulo 4. Resultados del Proceso de Diseño Para el centrado del taladro, se han empleado varios planos auxiliares de corte. Lo que más condiciona la dirección de la broca es el propio canal medular en su zona más estrecha. En la Figura 4.8 se muestran estos planos y el centrado de la broca respecto a los mismos. Figura 4.8 Planos auxiliares para el centrado del taladro. El taladro irá guiado por un manguito de acero inoxidable de 2 mm de espesor, si es posible. La fijación longitudinal del manguito se hace también gracias a un pozo interno. El manguito girará sobre sí mismo con el giro de la broca, lo cual es preferible porque así no se desgasta la broca en el contacto. Si se fijara el manguito, todo el deslizamiento se daría entre broca y manguito. La necesidad del acero inoxidable en el manguito se debe al menor desgaste cuando los filos de corte de la broca penetren a través de él para realizar el taladro. También se podría hacer en aluminio, que es más facil de mecanizar. En la Figura 4.9 se puede ver el diseño completo, incluyendo todos los componentes necesarios. Figura 4.9 Diseño del conjunto completo. 4.3 Rediseño con el nuevo modelo de fémur Una vez obtenido el nuevo modelo 3D del fémur, se procedió a rediseñar las piezas de los moldes. Se creó un paralelepípedo que contuviera al fémur hasta la mitad de la diáfisis, y con la operación de «Sustraer» dentro de «Sólidos» se indicó que al paralelepípedo se le sustrajera la geometría del fémur. Sin embargo, como el fémur es hueco (Figura 3.14), la operación crea un relleno flotante que hay que eliminar con vaciados. 4.3 Rediseño con el nuevo modelo de fémur 35 Figura 4.10 Creación de molde y eliminación de relleno flotante. Para el diseño del canal femoral, se tenían los criterios de 45 º respecto al eje del canal femoral y a una distancia de 1 cm del trocánter menor. Sin embargo, estas restricciones iban unidas a otra: evitar el trocánter mayor, lo cual complicó notablemente el diseño. En la Figura 4.11 se aprecia como la línea de corte atraviesa el trocánter mayor. Figura 4.11 Boceto del corte según las restricciones. Esto llevó a plantearse aumentar la distancia de 10 mm respecto al trocánter mayor pero manteniendo las otras dos restricciones. En la Figura 4.12 se comprueba que sería necesaria una distancia de unos 25 mm para cumplir la restricción de ángulo sin cortar el trocánter mayor. Figura 4.12 Aumento de la distancia de la línea de corte. 36 Capítulo 4. Resultados del Proceso de Diseño Repensando la dificultad propuesta, es probable que la planificación hecha en un modelo biplanar como el mostrado no permitiera dibujar el corte con la indicaciones descritas (10 mm sobre trocánter menor y 45 grados). Esto, en el modelo tridimensional sí debería ser posible, porque el trocánter mayor queda posterior a la entrada del canal femoral. Por lo tanto, se realizaron comprobaciones en los fémures ya preparados y con el corte hecho, para ver si era posible hacer el corte con las indicaciones dadas. A priori, el ángulo dibujado en un modelo tridimensional (en las caras externas) podría verse influido por el desnivel de las caras. Sin embargo, este desnivel era muy pequeño (ver Figura 4.13) y, se reducía prácticamente a dibujarlo en 2D. Figura 4.13 Vista lateral del modelo del fémur. Realizando las mediciones, se comprobó que el corte estaba realizado a 1 cm del trocánter menor, pero el ángulo no era 45º, como se puede ver en Figura 4.14 Figura 4.14 Conjunto de mediciones. El modelo de sawbone con el que contábamos no parecía que permitiera bajar el corte lo suficiente para que este no condicionase los resultados de la pruebas. 4.3 Rediseño con el nuevo modelo de fémur 37 Se planteó, por tanto, otro tipo de osteotomía para resolver este problema. Era una osteotomía biplanar tal como se ve en la Figura 4.16. El brazo a 45 º quedaba a 1 cm de trocánter menor, mientras que el brazo axial empezaba donde nace el cuello en el trocánter mayor hasta donde se produce la intersección con la línea de corte a 45 º . Esta línea axial terminaba centrada en la parte distal. Esta planteamiento complicaba un poco el diseño de las guías pero de otra forma nos condicionaba el resultado del estudio. Figura 4.15 Boceto de la línea de corte biplanar. Figura 4.16 Ranura para guía de corte biplanar. Como se puede ver, se ha dejado un poco de margen respecto al hueso para los elementos de unión entre ambas pletinas. En este diseño, hay un par de pletinas en el molde superior y en el inferior, para no necesitar una sierra de corte excesivamente larga. Por otro lado, se aprecia que el canal para el taladro con su manguito de guía es coaxial con el eje dibujado anteriormente, que va desde donde nace el cuello femoral en el trocánter mayor hasta el centro en la zona distal del hueso. En la Figura 4.17 se pueden ver las pletinas en el conjunto. 38 Capítulo 4. Resultados del Proceso de Diseño Figura 4.17 Ensamblaje con pletinas biplanares. Sin embargo, finalmente se concluyó que era mejor regresar al anterior diseño de un plano de corte solo, en lugar de dos, aunque se metiera en el trocánter mayor. Esto suponía volver atrás pero parece que la anatomía que tienen los sawbones, no permitía hacerlo de otra forma. Así que se retrocedió al principio: un solo corte a 45 grados y a 1 cm del trocánter menor, aunque implicase invadir el troncánter mayor (ver Figura 4.18). Con esto asegurábamos que luego pudiéramos entrar con el taladro de inicio en buena alineación con el eje del fémur. De no ser así, podían falsearse los datos. Además, el hecho de invadir el trocánter mayor no iba a condicionar la transmisión de fuerzas a través de la zona metafisaria del fémur que es la que nos interesaba. Este taladro también se centró mediante planos auxiliares. Figura 4.18 Moldes con el canal a 45ºcortando al trocánter menor. Las pletinas son de 115x30x3 mm y los tornillos (DIN 84), arandelas (DIN 125) y tuercas (DIN 934) son de acero y de métrica M6. Cabe resaltar que el ancho de las pletinas fue aumentado con respecto al diseño previo. El hueco entre las pletinas es de 1,6 mm y el espesor de la hoja de sierra oscilante es de 0,8 mm, con lo cual hay un juego de 0,8 mm. En este caso también se realizaron unos pozos para fijar verticalmente las pletinas mediante las cabezas de los tornillos y las tuercas. 4.3 Rediseño con el nuevo modelo de fémur 39 Figura 4.19 Nueva guía de la hoja de sierra. 4.3.1 Diseño de la guía para la fisura Llegados a este punto, ya se podía proceder con la realización de la fisura como la de la Figura 3.4. Como se expuso anteriormente, esta fisura simularía una que se puede producir durante la implantación de la prótesis cuando se mete la raspa anatómica. Las especificaciones de la fisura son: 0,8 mm de corte en avance y profundidad pasante. El corte se realizaría con otra sierra oscilante, como la de la Figura 4.20. Figura 4.20 Hoja de sierra para la fisura [37]. Al final de la fisura, se desea realizar un taladro de 0,8 mm con una aguja de Kirshner, para eliminar imperfecciones de la hoja de sierra oscilante. Para el diseño de la guía, se optó por hacer cada molde en dos piezas, es decir, que de los moldes inferior y superior se pudiera separar una parte, dejando vista una cara perpendicular al canal del cuello femoral, por donde entrarían tanto la sierra como la broca para realizar las perforaciones en el calcar. Las cuatro piezas irán unidas por tornillos Allen (DIN 912) de acero de métrica M10 y longitud de 100 mm, fijados con arandelas planas (DIN 125) y tuercas hexagonales (DIN 934), también de acero. 40 Capítulo 4. Resultados del Proceso de Diseño Figura 4.21 Piezas principales de los moldes. Figura 4.22 Piezas extraíbles de los moldes. 4.3 Rediseño con el nuevo modelo de fémur 41 Figura 4.23 Moldes sin las piezas extraíbles. Inicialmente se pensó en utilizar también unas pletinas para guiar la sierra, y para el taladro, también un manguito. Las decisiones tomadas para las pletinas de la fisura fueron: -Dos pletinas de 2 mm de espesor y cuyo espacio entre ellas lo rellenaría una arandela din 125 M4 (0,8 mm de espesor), como la hoja para la fisura tenía 0,4 mm de espesor, quedaban 0,2 mm de holgura a cada lado. Sin embargo, se producía una interferencia (Figura 4.24). Figura 4.24 Interferencia de las arandelas con el hueso. La "primera solución" era separar más las pletinas del hueso, pero la hoja de sierra sólo tenía 20 mm, y en esa posición de las pletinas, del borde al hueso había 10 mm (Figura 4.25), y luego tenía que entrar 7,32 mm según este modelo (que no siempre sería exactamente esa medida, y se tomó que entraría hasta 10 mm). Índice de Figuras 2.1 Esquema de las partes principales del fémur [10] 4 2.2 Esquema completo de las partes del fémur [21] 4 2.3 Extremo distal del fémur [20] 5 2.4 Extremo proximal del fémur [20] 5 2.5 Ángulo de inclinación y ángulo de torsión [21] 6 2.6 Denominaciones según el ángulo de inclinación [5] 6 2.7 Movimientos de la articulación coxofemoral [29] 7 2.8 Articulación coxofemoral [18] 8 2.9 Soporte de peso de la pelvis [7] 8 2.10 Componentes de la reacción articular [40] 9 2.11 Esquema del apoyo unipodal [40] 9 2.12 Sector esférico [40] 10 2.13 Distribución de fuerzas en la cabeza del fémur [40] 11 2.14 Curva esfuerzo-deformación [40] 11 2.15 Tipos de fractura intracapsular [32] 12 2.16 Soluciones a las fracturas intracapsulares [8] 12 2.17 Tipos de fractura extracapsular [16] 13 2.18 Grados de fractura de la diáfisis femoral [39] 13 2.19 Componentes de la prótesis de cadera [30] 14 2.20 Tipos de vástago según vayan a ser cementados o no en su fijación [25] 15 2.21 Cotilos fijados con tornillos y con puntas [31] [1] 15 2.22 Cotilo fijado por presión [33] 16 2.23 Fijación del fémur para ensayo de compresión [15] 17 3.1 Línea de corte a 45º para la sierra 22 3.2 Preparación del canal femoral [11] 22 3.3 Raspa anatómica o fresa 22 3.4 Fisura en el calcar del fémur 23 3.5 Hoja de sierra oscilante quirúrgica seleccionada [36] 23 3.6 Broca de 10 mm para el taladro [28] 23 3.7 Modelo 3406-18 de Sawbone de 4ª Generación [35] 24 3.8 Resalte de la trayectoria de la hoja de sierra 24 3.9 Modelos artificiales con los cortes realizados 25 3.10 Interfaz de InVesalius 25 3.11 Herramientas de edición InVesalius 26 3.12 Interfaz InVesalius sólo con la superficie del fémur 26 3.13 Interfaz MeshMixer 27 3.14 Transparencia para resaltar el modelo hueco 27 3.15 Interfaz FreeCAD 28 3.16 Modelo en SolidEdge 28 49 50 Índice de Figuras 4.1 Representación del modelo 3D del diseño preliminar 30 4.2 Representación del modelo 3D del diseño alternativo 31 4.3 Representación de un canal formado por dos piezas 31 4.4 Sargento para sujeción [6] 32 4.5 Vistas del molde inferior 32 4.6 Vistas del molde superior 33 4.7 Guía de la hoja de sierra 33 4.8 Planos auxiliares para el centrado del taladro 34 4.9 Diseño del conjunto completo 34 4.10 Creación de molde y eliminación de relleno flotante 35 4.11 Boceto del corte según las restricciones 35 4.12 Aumento de la distancia de la línea de corte 35 4.13 Vista lateral del modelo del fémur 36 4.14 Conjunto de mediciones 36 4.15 Boceto de la línea de corte biplanar 37 4.16 Ranura para guía de corte biplanar 37 4.17 Ensamblaje con pletinas biplanares 38 4.18 Moldes con el canal a 45º cortando al trocánter menor 38 4.19 Nueva guía de la hoja de sierra 39 4.20 Hoja de sierra para la fisura [37] 39 4.21 Piezas principales de los moldes 40 4.22 Piezas extraíbles de los moldes 40 4.23 Moldes sin las piezas extraíbles 41 4.24 Interferencia de las arandelas con el hueso 41 4.25 Distancias determinantes en la profundidad de la fisura 42 4.26 Guías para la realización de la fisura 42 4.27 Realización de ranura en madera con fresa lateral [4] 43 4.28 Modelo de una corredera [41] 43 4.29 Diseño de la corredera para el utillaje 43 4.30 Microfresa de 1 mm [2] 44 4.31 Fresa de corte lateral de 1 mm [3] 44 4.32 Dirección de avance de la fisura 45 4.33 Fresa de corte lateral de 2 mm [19] 46 4.34 Nuevo boceto del plano de la fisura 46 4.35 Vista del diseño definitivo completo 46 1 Parámetros de impresión 55 2 Interfaz del Ultimaker Cura con el Molde inferior 55 3 Interfaz del Ultimaker Cura con el Molde superior 56 4 Interfaz del Ultimaker Cura con la Pieza extraíble del molde inferior 56 5 Interfaz del Ultimaker Cura con la Pieza extraíble del molde superior 56 Bibliografía [1] PINNACLE 300, Implantación de un cotilo con puntas, [consulta: 21 mayo 2021]. 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En las siguientes figuras se pueden apreciar las piezas en la interfaz del software, junto con el tiempo de impresión de cada una. Una vez establecidos los parámetros de impresión, se exporta en formato .Gcode y se mete el archivo en la impresora. Figura 1 Parámetros de impresión. Figura 2 Interfaz del Ultimaker Cura con el Molde inferior. 55 56 ANEXO I. Impresión 3D Figura 3 Interfaz del Ultimaker Cura con el Molde superior. Figura 4 Interfaz del Ultimaker Cura con la Pieza extraíble del molde inferior. Figura 5 Interfaz del Ultimaker Cura con la Pieza extraíble del molde superior. ANEXO II. Planos Este anexo contiene los planos de las diferentes piezas. Están divididos en dos grupos, el grupo I incluye las piezas que se van a imprimir en 3D, mientras que el grupo II incluye las piezas metálicas que se van a fabricar. 1 Grupo I •Plano 1.1: Molde Inferior •Plano 1.2: Molde Superior •Plano 1.3: Pieza Extraíble de Molde Inferior •Plano 1.4: Pieza Extraíble de Molde Superior 2 Grupo II •Plano 2.1: Pletina •Plano 2.2: Manguito para Taladro •Plano 2.3: Guía de Corredera para Fisura •Plano 2.4: Pieza 1 Deslizante Corredera 1 mm •Plano 2.5: Pieza 2 Deslizante Corredera 1 mm •Plano 2.6: Pieza Deslizante Corredera 2 mm 57 ESTIBEN M. GUÍA DE CORREDERA PARA FISURA Dibujado Comprobado Aprobado 1 Aprobado 2 Salvo indicación contraria cotas en milímetros ángulos en grados tolerancias ±0,5 y ±1º Nombre Fecha Siemens PLM Título A4 Plano 2.3 Rev Escala Peso 10/09/2021 Solid Edge 2:1 Material ALUMINIO Unidades 1 30 40 10 20 10 10 10 ESTIBEN M. PIEZA 1 DESLIZANTE CORREDERA 1 MM Dibujado Comprobado Aprobado 1 Aprobado 2 Salvo indicación contraria cotas en milímetros ángulos en grados tolerancias ±0,5 y ±1º Nombre Fecha Siemens PLM Título A4 Plano 2.4 Rev Escala Peso 10/09/2021 Solid Edge 5:1 Material ALUMINIO Unidades 1 AA CORTE A-A 20 1,2O 310 9,5 7 9 4,5O ESTIBEN M. PIEZA 2 DESLIZANTE CORREDERA 1 MM Dibujado Comprobado Aprobado 1 Aprobado 2 Salvo indicación contraria cotas en milímetros ángulos en grados tolerancias ±0,5 y ±1º Nombre Fecha Siemens PLM Título A4 Plano 2.5 Rev Escala Peso 10/09/2021 Solid Edge 5:1 Material ALUMINIO Unidades 1 AA CORTE A-A 20 9 3,5O 9,5 10 3 ESTIBEN M. PIEZA DESLIZANTE CORREDERA 2 MM Dibujado Comprobado Aprobado 1 Aprobado 2 Salvo indicación contraria cotas en milímetros ángulos en grados tolerancias ±0,5 y ±1º Nombre Fecha Siemens PLM Título A4 Plano 2.6 Rev Escala Peso 10/09/2021 Solid Edge 5:1 Material ALUMINIO Unidades 1 AA CORTE A-A 310 6,5O 20 10