biomecánica de las artroplastias de cadera, rodilla y hombro
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20" Jornadas 124-127,2006
Biomecánica de las Artroplastias de Cadera, Rodilla y Hombro
DR. F. J. NOVES SÁNCHEZ; DR. R. NAVARRO GARCÍA; DR. J. A. RUIZ CABALLERO; DR. J.F. JIMÉNEZ DÍAZ; DRA. E. BRITO OJEDA; DR. J. C. LEGIDO DIEZ
Programa de doctorado. Universidad de las Palmas de Gran Canaria
Biomecánica de las artroplastías de la cadera
Concepto
Una artroplastia consiste en la sustitución de la articulación lesionada o artrósica por una articulación artificial, denominada "prótesis" . La colocación de una próte· sis total primaria de la cadera , es una intervención extremadamente gratificante, pero al mismo tiempo muy exigente en el plano técnico.
La primera artroplastia total de cadera ,como la entendemos hoy ,fue realizada en 1962 por Sir John Charnley.Las indicaciones y los límites de esta intervención han podido ser relativamente bien definidas gracias a la experiencia adquirida desde entonces .
En la última década el número de artroplastias totales de cadera (ATC) se ha incrementado notablemente .En los USA se estima en más de 125000 por año.
Material y diseño
La prótesis total de cadera (PTC) está constituida por un elemento femoral y un elemento acetabular, denominados respectivamente "vástago" y "cúpula" .
Estas dos partes se articulan y forman una "enartrosis" , de la misma manera que una cadera normal.
La cúpula está compuesta de polietileno de peso molecular elevado. El polietile· no ha sido escogido como superficie portante ,porque en forma de bloque es bio· compatible en alto grado y posee un coeficiente de fricción muy bajo. El vástago que es fijado en el canal medular femoral ,esta compuesto de cromo -cobalto (en los vástagos que se cementan ) o de una aleación de titanio (vástagos no cementa· dos) .
La cabeza femoral ósea se remplaza por una esfera más pequeña (entre 22 a 32 mm de diámetro) de cromocobalto o de cerámica unida al vástago. En la actualidad hay preferencia por diámetros de 26·28mm.
La fijación de la cúpula y el vástago al esqueleto puede obtenerse de dos mane· ras:
1. con la utilización de cemento (PM MA) 2. por la adherencia directa del hueso al implante.
El cemento que se emplea ,está constituido de polimetilmetecrilato de metilo ,(el mismo material plástico que se utiliza en la fabricación de los faros traseros de los automóviles)
La introducción por Sir John Charnley de este acrílico en el reemplazo protésico de cadera ,permitió obtener resultados inmediatos de una calidad que no se podía conseguir antes .
A través del tiempo en busca de mejorar la fijación por cemento ,se ha desarrollado la técnica del cementado :centrifugando el cemento ,por cepillado e irrigación pulsátil del canal femoral ,con restrictotes del canal medular (tapón), empleando cemento de baja viscosidad ,inyección retrógada del cemento, presurización ,etc.
Las prótesis sin cemento son fijadas en el hueso durante la intervención ,sea por "pressfit" (unión por presión) o por anclaje con la ayuda de tornillos o rosca.
El fin de esta inmovilización inicial es proveer estabilidad y contacto íntimo ,condiciones necesarias para que se produzca crecimiento óseo y así obtener fijación directa entre el hueso y la prótesis: sea por osteointegración ,adherencia de tejido óseo a la superficie de la prótesis o por osteogénesis en la superficie porosa de la prótesis.
El revestimiento de ésta por una fina capa de hidroxiapatita o de fosfato tricálcico estimula la osteo-inducción acelerando la fijación .
Artroplastía total de la cadera primaria (biomecánica de la técnica quirúrgica)
El motivo principal de este trabajo es resaltar la importancia que tiene la actuación del cirujano en la reconstrucción de la articulación de la cadera; para que la prótesis actúe lo más parecido a lo normal ,consiguiendo restablecer una función satisfactoria (indolora ,móvil y estable) y un resultado verdadero.
Sistemática para la reconstrucción del centro de rotación de la cadera y evitar dismetrias:
Justificación biomecánica de la técnica quirurgica. Estudio preoperatorio clínico y radiográfico. Planificación preoperatorio: tipo y tamaño de los implantes. Técnica quirúrgica.
En este trabajo vamos a desarrollar la biomecánica de la técnica quirúrgica La artroplastia total de cadera (ATC) ,que sigue desarrollándose desde los años
60, siendo la mejor solución de que disponemos hoy en dia para recuperar la función articular, lo consigue en condiciones de inferioridad respecto a la anatomía .el límite de resistencia trabecular para mantener la fijación de estos implantes artifi ciales y sus altos coeficientes de fricción (70 veces superior a los fisiológicos) , limitan sus resultados; ocasionando aflojamientos y desgastes de los materiales , con graves problemas de osteolisis.
Para optimizar los resultados es necesaria una gran perfección técnica y en la restauración del centro de rotación (CR) se requieren conocimientos biomecánicos que les permitan minimizar las solicitaciones en la resistencia y fijación de los materiales ,para conseguir de este modo ,los mejores resultados funcionales a largo plazo.
Un terreno inadecuado limita las condiciones de resistencia osea (como realizar un fresado excesivo, utilización de un implante inadecuado,etc).
Medios para reducir el desgaste del polietileno
Evitar la orientación vertical del cotila ,para no reducir la zona de carga del polietileno. Medial izar el cotila para reducir el brazo de palanca correspondiente al peso corporal ,según el modelo de la balanza de Pauwels .Por ello se considera necesario mediatizar el cotila eliminando el osteofito del trasfondo. Lateralizar el trocánter mayor para alargar el brazo de potencia y reducir la fuerza requerida a los glúteos al equil ibrar la pelvis.Fue preconizada por Charnley aunque no se realiza normalmente.Se puede lateralizar el trocanter mayor (TM) al reinsertarlo sobre la cara lateral del fémur ;para tratar de conseguir una relación del peso corporal / fuerza muscular de 1:1.
En la práctica ,nos limitamos a medializar el centro de rotación (CR) eliminando el osteofito medial del cóndilo y a implantar el vástago que reproduzca el voladizo femoral (offset) de cada individuo.
El desplazamiento lateral de los glúteos, por su inserción en el TM respecto al centro de la cabeza femoral (offset) reduce el esfuerzo muscular que deben realizar para poder equilibrar la pelvis,esto tiene gran importancia dado que es el factor
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que más influye en el desgaste del polietileno; por lo que su valor debe ser estudiado y respetado al reconstruir el fémur proximal.
Según Pauwels, el fulcro de la balanza, con la que representó la cadera en apoyo monopodal recibe una carga equivalente a 3 veces el peso corporal (3P); puesto que al peso corporal (P) se debe sumar el de la fuerza abductora de los glúteos necesaria para equilibrar la pelvis.
Frain modificó esta idea simplista de Pauwels debido a que la cadera es un móvil y no una balanza. Es necesario valorar el momento de los glúteos (distancia da la que actuan del CR y que multiplica su fuerza muscular (Fm).ver gráficos en la última hoja.
El valor depende en primer lugar del voladizo femoral -offset (TC) y en segundo lugar del valor del ángulo ICT. Este lo forman el punto de inserción de los glúteos en la pelvis ( 1) ,centro de la cabeza (C) y el vértice del TM (T) ,cuyo vértice es el centro de la cabeza (C) .
El valor máximo de d se alcanza con el ángulo ICT de 90º ,por coincidir con CT. Es la mayor distancia a la que se puede aplicar Fm del centro de rotación y en
consecuencia ,la menor requerida para lograr el equilibrio de la pelvis. Los valores anormales deben ser corregidos para tratar de mejorar el momento
de los glúteos y reducir de ese modo ,la carga sobre la cadera . Con esto los pacientes cojearán menos por requerir un esfuerzo muscular menor
lo que reduce las solicitaciones mecánicas sobre el implante. La tensión inadecuada de partes blandas es la causa mas frecuente ,aún infrava
lorada, del fracaso de la artroplastia total primaria y de revisión de la cadera.
Biomecánica de las Artroplastias de Cadera, Rodilla y Hombro
No se deberian justificar los fracasos de las artroplastias de cadera argumentando una falta de calidad del polietileno sin tener en cuenta la reposición realizada del CR en la pelvis y en el fémur. Justo lo que realiza el cirujano y condiciona las cargas que recibe la articulación y el resultado de las prótesis ,a largo plazo.
En la cadera displásica grado 11 de Crowe con coxa valga (izquierda),la subluxación es progresiva .Ello se debe a la dirección e intensidad de fuerza resultante (R). Al reducir el momento de los Glúteos (d) se requiere aumentar su fuerza (fm) para equilibrar la pelvis; lo que incrementa la carga y su efecto subluxante sobre la cabeza.
En este ejemplo ,seria necesario reponer el CR a la situación anatómica normal de la pelvis y en el fémur derecho.
La correción del ángulo ICT debe normalizar el momento y la dirección de la fuerza resultante(R). para ello, se debe mediatizar C en la pelvis y bajar el centro de la cabeza respecto del vértice del trocánter mayor (T) ,para hacer coincidir d con el voladizo normal (CT) .
Nota: señalando como vértice del TM el punto de su intersección con la prolongación lateral del borde superior del cuello sobre la silla de montar y no el borde mas alto de su cresta.
Al hablar de resultados ,se expone lo que hemos podido apreciar sobre la situación normal del centro de la cabeza femoral C. Comprobamos que siempre esta situado por debejo del vértice del trocanter mayor (T) respecto al eje diafisario del fémur. Por tanto se podria definir como coxa valga ,desde el punto de vista biomecánico ,la situación patológica de C encima de T; sin considerar el valor anatómico del ángulo cérvicodiafisario.
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DR. F. J. NOVES SÁNCHEZ; DR. R. NAVARRO GARCÍA; DR. J. A. RUIZ CABALLERO; DR. J.F. JIMÉNEZ DÍAZ; DRA. E. BRITO OJEDA; DR. J. C. LEGIDO DIEZ
Biomecánica de las artroplastías de rodilla
La transmisión de carga a través de una articulación de rodilla proteticada no difiere sustancialmente de una rodilla normal en cuanto a magnitud de las fuerzas resultantes se refiere. Sin embargo, el punto de aplicación de dichas fuerzas si requiere ser estudiado nuevamente para el caso de las prótesis.
Las prótesis existentes presentan un amplio rango de curvaturas de los cóndilos tibiales que varían de una geometría casi plana, en prótesis con conservación de los ligamentos cruzados, a geometrías con mayores curvaturas en prótesis con sacrificio de los ligamentos en los que dicha curvatura proporciona cierta restricción al movimiento de la articulación. Mientras que en las articulaciones normales las fuerzas se transmiten entre las superficies articulares perpendiculares a esta, debido a prácticamente inexistente rozamiento, en las prótesis independientemente de su curvatura, al ser mayor el rozamiento, las fuerzas no se transmiten en dicha dirección, aúnque como el rozamiento es también muy pequeño puede suponerse q efectos prácticos que sí sigue dicha dirección.
Por ejemplo, si se considera que durante la marcha normal la relación entre la carga axial que soporta la articulación y la fuerza máxima que soportan los ligamentos cruzados es de 4-1, representa que la fuerza intraarticular total tiene una inclinación de 22º respecto a la superficie tibia!. Este hecho implica, en cuanto al diseño de prótesis de rodilla con reseción de los cruzados, que si se pretende reemplazar la función de los ligamentos cruzados mediante la curvatura en el plano sagital del componente tibia! éste debe tener al menos una angulación anterior de 22º.
La resección del LCP provoca un desplazamiento anterior del pinto de aplicación de la fuerza de contacto entre las superficies articulares que se localiza en el centro y es de mayora magnitud cuando existe ligamento.
En aquellas prótesis que no dispongan de tal angulación sería previsible un desplazamiento articular importante que sobrecargaría los medios de contención secundarios, principalmente los ligamentos colaterales. Si no se desea diseñar la prótesiscon dicha inclinación o si no es apropiado permitir que el punto de contacto se desplace hacia la posición extrema anterior, cabe la posibilidad de emplear mecanismos suplementarios como el vástago central en la prótesis estabilizada posterior.
En cuanto al equilibrio de la articulación en el plano frontal, éste se establece mediante principios semejantes al de la rodilla sana pero con algunas peculiaridades. Por un lado cabe la posibilidad de variar los brazos de palancaW con los que actúan los ligamentos laterales al variar la distancia entre los cóndilos en las prótesis.
Puesto que el momento estabilizador del ligamento colateral latera frente a momentos externos en varo es proporcional a la distancia del ligamento al punto de apoyo del cóndilo mediaiW, si se puede elegir entre una prótesis cuya distanciaW sea de 50mm y otra con una distancia de 55mm en idénticas condiciones ésta última proporciona una reducción de la magnitud de la fuerza ligamentaria del 20% disminuyendo consecuentemente la fuerza de contacto intraarticular con los beneficios que ello reporta.
Para que actuen los ligamentos colaterales es necesario el despegue del cóndilo .en algunos diseños de prótesis esto puede dar como resultado una geometría inadecuada de las superficies en contacto, por ejemplo: aquellas prótesis cuyas superficies de contacto son planas en su proyección antera-posterior, la angulación de la artculación conlleva una disminución del área de contacto en el bordelateral aumentando excesivamente las tensiones de contacto. Sin embargo, las prótesis con superficies curvas que mantienen el área de contacto constante son más deseables.
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Los factores más importantes a tener en cuenta en el diseño de sustituciones protésicas de rodilla son la durabilidad, la resistencia y la función, que solo pueden conseguirse mediante una combinación de diseño, isntumentación y técnica quirúrgica adecuadas.
Los resultados de las prótesis de rodilla en los últimos 30 años sugieren que pueden lograrse funciones comparables con diseños que van desde la artroplastia únicompartimental hasta las articulaciones fijas. Los estudios biomecánicos, por otra parte, revelan numerosas diferencias en la cinemática, la actividad muscular y sugieren que los diseños condilios anatómicos proporcionan una función más cercana a la de la rodilla normal. Sin embargo, dichos diseños exigen una cirugía más precisa y prolongada en contraste con los diseños articulados.
Además, los nuevos diseños condilios presentan problemas aún por resolver como el desgaste excesivo, la deformación del componente de polietileno y el aflojamiento.
El diseño de las superficies articulares de las prótesis de rodilla tiene importantes consecuencias en la posterior función de la articulación, siendo la congruencia entre las mismas uno de los factores más relevantes. Si hay una elevada congruencia entre las superficies del platillo tibia! y la de los cóndilos femorales y se conservan los ligamentos cruzados o al menos el posterior, éstos pueden estar sometidos a un sobre-estiramiento elevado restringiendo el rango de movimiento de la articulación. Una elevada congruencia articular significa también que gran parte de las fuerzas cortantes y los momentos de torsión deben ser soportados por los componentes del implante y son transmitidos por ellos a la interfase implante-hueso con consecuencias adversas para la fijación. Por el contrario si hay poca congruencia entre las superficies, el excesivo desplazamiento anterior o posterior de los puntos de contacto del fémur sobre la componente tibia! puede provocar el balanceo de ésta última, pudiendo constituir un mecanismo de aflojamiento de la misma. Adicionalmente ésta carencia de restricciones en los desplazamientos antera-posteriores, medio-laterales y de rotación interna-externa, puede manifestarse como una inestabilidad clínica articular.
Desde el punto de vista mecánico uno de los principales inconvenientes de las prótesis con superficies incongruentes (platillo tibia! plano) es el elevado nivel de tensiones de contacto que se producen debido al pequeño tamaño del área de contacto a través de la cual debe transmitirse la carga.
Desde el punto de vista clínico la mayor parte de las prótesis de rodilla contemporáneas que presentan una amplia variación de geometría-de superficies y de características de laxitud, parecen tener unas propiedades muy similares en térmi-nos de rango de movimiento y funcionalidad. _
Sin embargo ésta similitud puede deberse a que las técnicas empleadas no sean lo suficientemente precisas para detectar las diferencias que pudiesen existir.
Para el diseño de las superficies articulares, es necesario por tanto, tener en cuenta especificaciones basadas en el movimiento, la laxitud, la estabilidad y las tensiones de contacto.
Se pueden definir cuatro fases para el diseño de tales superficies: Definición de la geometría de los cóndilos femorales. Especificación del movimiento de la articulación. Desplazamiento de la superficies femoral a lo largo del camino especificado para el movimiento, con el fin de generar la superficie del platillo tibia l. Evaluación de las tensiones de contacto que se generan con las superficies definidas y comprobación de su adecuación a los límites.
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Biomecánica de las artroplastías del hombro
La movilidad de la cintura escapular depende más de las características de su cápsula articular, ligamentos y manguito de los rotadores que de sus estructuras de sostén tipo óseo. Las prótesis no constreñidas, por tanto, dependen de estas estructuras para cumplir su función y conseguir la estabilidad, en cambio, las prótesis constreñidas no requieren de la integridad de los tejidos blandos para conseguir una estabilidad adicional.
En las prótesis constreñidas esta sujeción adicional proporcionada por las prótesis provoca un aumento de tensiones de las interfases hueso-prótesis o prótesiscemento-hueso.
Durante los movimientos de hombro la articulación glenohumeral puede alcanzar 120º en elevación a los que hay que añadir 60º correspondiente a la articulación escápulotorácica. Los primeros 30º dependen de forma casi exclusiva, de la movilidad glenohumeral y la relación de ese movimiento con respecto al realizado por la articulación escápulotorácica es de aproximadamente 5: 4 . En presencia de un manguito de los rotadores y un deltoides íntegros, las fuerzas de compresión aplicadas sobre el hombro son mayores que las de deslizamiento, que alcanzan su valor máximo a los 60º de elevación y representan aproximadamente 0,5 del peso corporal.
La fuerza de compresión máxima en la articulación glenohumeral aparecen a los 90º de elevación y poseen valores de 10,2 PC.
Estos niveles de fuerzas corresponden a movimientos realizados en actividades cotidianas, en los que se realizan levantamientos de pesos.
La pérdida del mecanismo proporcionado por el manguito de los rotadores, aumenta las fuerzas de deslizamiento aplicadas sobre la articulación glenohumeral y facilita un desplazamiento superior del húmero.
Las fuerzas generadas a nivel glenohumeral son importantes y se trasfieren a la interfase protésica.
En el componente humeral la superficie de contacto es mayor y el canal humeral, que se rellena con el vástago protésico, permite una mayor distribución de las cargas.
Por tanto, la característica más crítica de las prótesis de hombro corresponde al grado de fijación que se pueda conseguir en el componente glenoideo.
Las fuerzas en la interfase se transmiten a través de éste último componente a una superficie pequeña, siendo el volumen de la metáfisis glenoidea escaso para la fijación.
Ello supone que la fijación glenoidea debe ser optimizada conservando al máximo el hueso subcondral con una resección ósea mínima, una adecuada técnica de cementación o, en su caso, una fijación fija y estable no cementada y una reducción al mínimo de las fuerzas ejercidas en la interfase mediante la selección de modelos protésiscos que aseguren una adecuada estabilidad con una mínima fijación.
La mayoría de los componentes glenoideos son congruentes con la cabeza humeral, de forma que mantienen en la misma posición el centro de rotación articular. En cambio las superficies no congruentes permiten que el centro de rotación varíe según la posición articular, originando una carga excéntrica en dicho componente con un aumento de las tensiones en las interfases.
Sin embargo, si las superficies son completamente congruentes aumentan los fenómenos de fricción con la correspondiente repercusión sobre el anclaje glenoideo y humeral.
Uno de los objetivos esenciales a alcanzar con el reemplazo protésico de la articulación del hombro es obtener una reproducción de la cinemática normal del hombro sano.
El análisis cinemática comparativo de los hombros protetizados permitió clasifi-carlos en tres grupos:
Prótesis con un comportamiento similar al de los hombros normales. De forma esquemática se aprecian tres tiempos en el recorrido articular, un primer tiempo en el que predomina el movimiento de la articulación glenohumeral, produciéndose el rodamiento-deslizamiento de la articulación y que permite la separación escápula-humeral hasta los 40º-50º de elevación, un segundo tiempo en el que predomina la movilidad escápula-torácica, produciéndose básicamente el movimiento a este nivel con escaso movimiento a nivel del par escápulo-humeral, permitiendo alcanzar una elevación de 100º-120º y, finalmente, un tercer tiempo en el cual predomina de nuevo la articulación glenohumeral y que permite alcanzar una elevación de 140º-160º.
Biomecánica de las Artroplastias de Cadera, Rodilla y Hombro
En estos casos el ritmo escápula-humeral era normal, siendo la relación entre la movilidad glenohumeral/escápulo-torácica 3/2 . El conjunto de pacientes con este comportamiento presentaba una indemnidad del manguito de los rotadores y una escasa destrucción del componente glenoideo. Prótesis con un comportamiento cinemática totalmente alterado. En estos casos se observa una elevación del componente humeral durante el movimiento, que acaba encastrándose a nivel acromial y que impide una elevación mayor de 60º-80º, realizándose ésta básicamente merced a la articulación escápula-torácica. El ritmo escápula-humeral es completamente anormal, produciéndose la elevación anterior del miembro superior por la rotación de la escápula. En este grupo se observó que la destrucción ósea o muscular impedía restablecer una anatomía normal de la articulación, tanto por roturas a nivel del manguito de los rotado res como por alteraciones en las superficies articulares. Prótesis con un comportamiento intermedio. En ella se apreciaba una cinemática del hombro modificada. La elevación anterior del hombro no era completa, permitiendo una elevación del mismo hasta 90º-120º. En estos casos se evidencia una disminución de la movilidad glenohumeral sin modificación a nivel escápula-torácico. Aparece, pues, un ritmo escápula-humeral invertido.
Los autores señalan que los factores que influyen directamente sobre la diversi-dad de resultados cinemáticas son:
La patología previa presente en la articulación. La técnica operatoria utilizada. La prótesis empleada, siendo posiblemente este aspecto el que provoque en el tercer grupo señalado la inversión del ritmo escápula-humeral.
Así pues, los autores señalan una necesidad de mejorar los diseños protésicos del hombro, tendiendo a prótesis no constreñidas que permiten reproducir adecuadamente la cinemática normal del hombro intacto.
Un abordaje muy interesante para comparar el comportamiento de diferentes sistemas protésicos es el planteado por Severt et al. En el que se estudia siete modelos diferentes de prótesis de hombro, caracterizando previamente la constricción y la congruencia de cada una de las mismas y evaluando las fuerzas de traslación y momentos torsores de fricción. Para ello los autores definen el índice de congruencia como la relación existente entre el radio de curvatura de la cabeza humeral y el radio de curvatura de la glenoides; de esta forma una valor de uno señala una perfecta congruencia entre ambas superficies.
El índice de constricción corresponde a la longitud del arco de circunferencia de la glenoides en la zona media en una dirección determinada dividida por la circunferencia de la cabeza humeral. Éste índice señala el porcentaje de cabeza humeral que aparece cubierto por la cavidad glenoidea, valores elevados del mismo significarán, por tanto, una cobertura importante de dicha cabeza humeral.
ICG = Índice de congruencia ICC =Índice de constricción
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